KR101733800B1

KR101733800B1 - 자기 공명 영상 장치가 혈관을 스캔하는 방법 및 그 자기 공명 영상 장치

Info

Publication number: KR101733800B1
Application number: KR1020150132609A
Authority: KR
Inventors: 최준성; 이대호; 조상영
Original assignee: 삼성전자주식회사
Priority date: 2015-09-18
Filing date: 2015-09-18
Publication date: 2017-05-10
Also published as: US10151819B2; KR20170034218A; EP3144691A3; CN106539585A; EP3144691A2; US20170082715A1

Abstract

제 1 반복 시간(TR, repetition time) 동안, 복수개의 슬랩(slab)들 중 인터리브드(interleaved)되는 복수개의 제 1 그룹 슬랩들 각각에 복수개의 RF 펄스를 순차적으로 인가하는 단계, 제 1 반복 시간 동안에 인가되는 복수개의 RF 펄스에 대응하여 복수개의 자기 공명 신호를 순차적으로 획득하는 단계, 제 2 반복 시간 동안, 복수개의 슬랩들 중 인터리브드되는 복수개의 제 2 그룹 슬랩들 각각에 복수개의 RF 펄스를 순차적으로 인가하는 단계, 및 제 2 반복 시간 동안에 인가되는 복수개의 RF 펄스에 대응하여 복수개의 자기 공명 신호를 순차적으로 획득하는 단계를 포함하는, 자기 공명 영상 장치가 혈관을 스캔하는 방법을 개시한다.

Description

자기 공명 영상 장치가 혈관을 스캔하는 방법 및 그 자기 공명 영상 장치{MAGNETIC RESONANCE IMAGING APPARATUS AND METHOD FOR SCANNING BLOOD VESSEL}

본 발명은 자기 공명 영상 장치가 혈관을 스캔하는 방법 및 그 자기 공명 영상 장치에 관한 것이다.

자기 공명 영상(MRI: magnetic resonance imaging) 촬영 장치는 자기장을 이용해 피사체를 촬영하는 장치로, 뼈는 물론 디스크, 관절, 신경 인대 등을 원하는 각도에서 입체적으로 보여주기 때문에 정확한 질병 진단을 위해서 널리 이용되고 있다.

자기 공명 영상 장치는 자기 공명(MR: magnetic resonance) 신호를 획득하고, 획득된 자기 공명 신호를 영상으로 재구성하여 출력한다. 구체적으로, 자기 공명 영상 장치는 RF 코일들을 포함하는 고주파 멀티 코일, 영구자석 및 그래디언트 코일 등을 이용하여 자기 공명 신호를 획득한다.

구체적으로, 고주파 멀티 코일에 고주파 신호(Radio Frequency signal)를 생성하기 위한 펄스 시퀀스를 인가하여 생성된 고주파 신호를 대상체에 인가하고, 인가된 고주파 신호에 대응하여 생성되는 자기 공명 신호를 샘플링하여 자기 공명 영상을 복원한다.

현재 자기 공명 영상(MRI)의 촬영 시간은 1시간 전후로 소요된다. 일반적으로, 자기 공명 영상(MRI) 촬영 장치는 길고 좁은 통(이하, 'MRI 촬영 관')으로 형성되어 있다. 따라서, 자기 공명 영상을 촬영하고자 하는 환자는 MRI 촬영 관 속에 들어가서 촬영 시간 동안 움직이지 말고 있어야 한다. 따라서, 중환자나 폐쇄 공포증 환자는 자기 공명 영상을 촬영하기가 어려우며, 일반 환자의 경우에도 촬영 시간이 길어짐에 따라서 지루함과 불편함을 느끼게 된다.

따라서, 자기 공명 영상의 촬영 시간을 단축시기면서 대조도 높은 자기 공명 영상을 복원하는 자기 공명 영상 장치 및 그 방법을 제공할 필요성이 높아지고 있다.

대한민국 등록특허공보 제 10-1301490(2013년 08월 23일 등록

개시된 실시예는 스캔 시간을 단축시킬 수 있는 자기 공명 영상 장치 및 그에 따른 방법의 제공을 목적으로 한다.

또한, 개시된 실시예는 혈관과 정지 조직 간의 대조도(contrast)가 평균화(averaging)된 자기 공명 영상을 제공하는 자기 공명 영상 장치 및 그에 따른 방법의 제공을 목적으로 한다.

상술한 기술적 과제를 달성하기 위한 기술적 수단으로서, 본 개시의 제 1 측면은, 제 1 반복 시간(TR, repetition time) 동안, 복수개의 슬랩(slab)들 중 인터리브드(interleaved)되는 복수개의 제 1 그룹 슬랩들 각각에, TOF(time of flight) 기법에 따라 복수개의 RF 펄스를 순차적으로 인가하는 단계; 제 1 반복 시간 동안에 인가되는 복수개의 RF 펄스에 대응하여 복수개의 자기 공명 신호를 순차적으로 획득하는 단계; 제 2 반복 시간 동안, 복수개의 슬랩들 중 인터리브드되는 복수개의 제 2 그룹 슬랩들 각각에, TOF(time of flight) 기법에 따라 복수개의 RF 펄스를 순차적으로 인가하는 단계; 및 제 2 반복 시간 동안에 인가되는 복수개의 RF 펄스에 대응하여 복수개의 자기 공명 신호를 순차적으로 획득하는 단계;를 포함하는, 자기 공명 영상 장치가 혈관을 스캔(scan)하는 방법을 제공할 수 있다.

또한, 복수개의 슬랩들은 순차적으로 배치되는 제 1 슬랩, 제 2 슬랩, 제 3 슬랩 및 제 4 슬랩을 포함하며, 제 1 그룹 슬랩들은 제 1 슬랩 및 제 3 슬랩을 포함하고, 제 2 그룹 슬랩들은 제 2 슬랩 및 제 4 슬랩을 포함할 수 있다.

또한, 제 1 그룹 슬랩들 각각에 복수개의 RF 펄스를 순차적으로 인가하는 단계는, 혈류의 방향 및 혈류의 속도 중 적어도 하나에 기초하여, 제 1 슬랩 및 제 3 슬랩에 대응되는 제 1 플립각 스케줄(flip angle schedule)을 생성하는 단계; 및 제 1 플립각 스케줄에 기초하여, 제 1 슬랩에 대응되는 제 1 RF 펄스의 플립각(flip angle) 및 제 3 슬랩에 대응되는 제 3 RF 펄스의 플립각을 조정하는 단계;를 포함할 수 있다.

또한, 제 1 플립각 스케줄을 생성하는 단계는, 혈류가 제 1 슬랩으로 유입되는 경우, 소정 비율로 증가하는 기울기를 갖는 플립각 스케줄을 생성하고, 혈류가 제 4 슬랩으로 유입되는 경우, 소정 비율로 감소하는 기울기를 갖는 플립각 스케줄을 생성하는 것일 수 있다.

또한, 제 2 그룹 슬랩들 각각에 복수개의 RF 펄스를 순차적으로 인가하는 단계는, 혈류의 방향 및 혈류의 속도 중 적어도 하나에 기초하여, 제 2 슬랩 및 제 4 슬랩에 대응되는 제 2 플립각 스케줄(flip angle schedule)을 생성하는 단계; 및 제 2 플립각 스케줄에 기초하여, 제 2 슬랩에 인가되는 제 2 RF 펄스의 플립각 및 제 4 슬랩에 인가되는 제 4 RF 펄스의 플립각을 조정하는 단계;를 더 포함할 수 있다.

또한, 제 2 플립각을 스케줄을 생성하는 단계는, 혈류가 제 1 슬랩으로 유입되는 경우, 소정 비율로 증가하는 기울기를 갖는 플립각 스케줄을 생성하고, 혈류가 제 4 슬랩으로 유입되는 경우, 소정 비율로 감소하는 기울기를 갖는 플립각 스케줄을 생성하는 것일 수 있다.

또한, 상기 방법은, 세츄레이션 RF 펄스(saturation RF pulse)를 대상체에 인가하는 단계;를 더 포함할 수 있다.

또한, 복수개의 RF 펄스는, 삼차원 TOF 기법에 근거하여 인가될 수 있다.

또한, 상기 방법은, 제 1 반복 시간 및 제 2 반복 시간 동안에 획득된 복수개의 자기 공명 신호에 기초하여, 삼차원 혈관 영상을 복원하는 단계;를 더 포함할 수 있다.

상술한 기술적 과제를 달성하기 위한 기술적 수단으로서, 본 개시의 제 2 측면은, 제 1 반복 시간(TR, repetition time) 동안, 복수개의 슬랩들 중 인터리브드(interleaved)되는 복수개의 제 1 그룹 슬랩들 각각에, TOF(time of flight) 기법에 따라 복수개의 RF 펄스를 순차적으로 인가하는 RF 제어부; 및 제 1 반복 시간 동안에 인가되는 복수개의 RF 펄스에 대응하여 복수개의 자기 공명 신호를 순차적으로 획득하는 신호 송수신부;를 포함하며, RF 제어부는, 제 2 반복 시간 동안, 복수개의 슬랩들 중 인터리브드되는 복수개의 제 2 그룹 슬랩들 각각에, TOF(time of flight) 기법에 따라 복수개의 RF 펄스를 순차적으로 인가하고, 신호 송수신부는, 제 2 반복 시간 동안에 인가되는 복수개의 RF 펄스에 대응하여 복수개의 자기 공명 신호를 순차적으로 획득하는 자기 공명 영상 장치를 제공할 수 있다.

또한, RF 제어부는, 혈류의 방향 및 혈류의 속도 중 적어도 하나에 기초하여 제 1 슬랩 및 제 3 슬랩에 대응되는 제 1 플립각 스케줄(flip angle schedule)을 생성하며, 제 1 플립각 스케줄에 기초하여, 제 1 슬랩에 대응되는 제 1 RF 펄스의 플립각(flip angle) 및 제 3 슬랩에 대응되는 제 3 RF 펄스의 플립각을 조정할 수 있다.

또한, RF 제어부는, 혈류가 제 1 슬랩으로 유입되는 경우, 소정 비율로 증가하는 기울기를 갖는 플립각 스케줄을 생성하고, 혈류가 제 4 슬랩으로 유입되는 경우, 소정 비율로 감소하는 기울기를 갖는 플립각 스케줄을 생성할 수 있다.

또한, RF 제어부는, 혈류의 방향 및 혈류의 속도 중 적어도 하나에 기초하여, 제 2 슬랩 및 제 4 슬랩에 대응되는 제 2 플립각 스케줄(flip angle schedule)을 생성하며, 제 2 플립각 스케줄에 기초하여, 제 2 슬랩에 대응되는 제 2 RF 펄스의 플립각 및 제 4 슬랩에 대응되는 제 4 RF 펄스의 플립각을 조정할 수 있다.

또한, RF 제어부는, 세츄레이션 RF 펄스(saturation RF pulse)를 인가할 수 있다.

또한, RF 제어부는, 삼차원 TOF(time of flight) 기법에 근거하여 복수개의 RF 펄스를 인가할 수 있다.

또한, 상기 자기 공명 영상 장치는, 제 1 반복 시간 및 제 2 반복 시간 동안에 획득된 복수개의 자기 공명 신호에 기초하여, 삼차원 혈관 영상을 복원하는 영상 처리부를 더 포함할 수 있다.

상술한 기술적 과제를 달성하기 위한 기술적 수단으로서, 본 개시의 제 3 측면은, 제 1 측면의 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체를 제공할 수 있다.

도 1은 일반적인 MRI 시스템의 개략도이다.
도 2는 실시예에 따른 통신부의 구성을 도시하는 도면이다.
도 3은 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치를 나타내는 블록도이다.
도 4는 스캔 영역을 복수개의 슬랩들로 나눈 일례이다.
도 5는 삼차원 TOF(time of flight) 기법을 설명하기 위한 도면이다.
도 6a는 자기 공명 영상 장치가 삼차원 TOF(time of flight) 기법에 의해 동작하는 방법을 설명하는 도면이다.
도 6b는 자기 공명 영상 장치가 도 6a의 펄스 시퀀스에 기초하여, 복수의 슬랩들로부터 자기 공명 신호를 획득하는 방법을 설명하는 도면이다.
도 7a는 자기 공명 영상 장치가 삼차원 TOF(time of flight) 기법에 의해 동작하는 방법을 설명하는 다른 도면이다.
도 7b는 자기 공명 영상 장치가 도 7a의 펄스 시퀀스에 기초하여, 복수의 슬랩들로부터 자기 공명 신호를 획득하는 방법을 설명하는 도면이다.
도 8은 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치를 나타내는 다른 도면이다.
도 9는 혈류의 방향과 혈액 원자들의 포화 상태를 설명하기 위한 도면이다.
도 10은 RF 제어부가 RF 펄스들의 플립각을 조정하기 위한 플립각 스케줄(flip angle schedule)을 생성하는 방법을 설명하는 도면이다.
도 11은 RF 제어부가 플립각 스케줄(flip angle schedule)을 이용하여 TR 마다 대상체로 인가되는 RF 펄스들의 플립각을 결정하는 방법을 설명하는 도면이다.
도 12는 신호 송수신부가 자기 공명 신호를 획득하는 방법을 설명하는 도면이다.
도 13은 자기 공명 영상 장치에 의해 복원된 삼차원 자기 공명 영상의 일례이다.
도 14는 실시예에 따른 혈관을 스캔하는 방법을 나타내는 흐름도이다.
도 15는 실시예에 따른 혈류 스캔 방법에 있어서, RF 펄스들의 플립각을 조정하는 방법을 상세히 나타내는 흐름도이다.

본 명세서에서 사용되는 용어에 대해 간략히 설명하고, 본 발명에 대해 구체적으로 설명하기로 한다.

본 발명에서 사용되는 용어는 본 발명에서의 기능을 고려하면서 가능한 현재 널리 사용되는 일반적인 용어들을 선택하였으나, 이는 당 분야에 종사하는 기술자의 의도 또는 판례, 새로운 기술의 출현 등에 따라 달라질 수 있다. 또한, 특정한 경우는 출원인이 임의로 선정한 용어도 있으며, 이 경우 해당되는 발명의 설명 부분에서 상세히 그 의미를 기재할 것이다. 따라서 본 발명에서 사용되는 용어는 단순한 용어의 명칭이 아닌, 그 용어가 가지는 의미와 본 발명의 전반에 걸친 내용을 토대로 정의되어야 한다.

제1, 제2 등과 같이 서수를 포함하는 용어는 다양한 구성 요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 구성 요소들은 용어들에 의해 한정되지는 않는다. 용어들은 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하는 목적으로만 사용된다. 예를 들어, 본 발명의 권리 범위를 벗어나지 않으면서 제1 구성요소는 제2 구성요소로 명명될 수 있고, 유사하게 제2 구성요소도 제1 구성요소로 명명될 수 있다. 및/또는 이라는 용어는 복수의 관련된 항목들의 조합 또는 복수의 관련된 항목들 중의 어느 하나의 항목을 포함한다.

명세서 전체에서 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있음을 의미한다. 또한, 명세서에서 사용되는 "부"라는 용어는 소프트웨어, FPGA 또는 ASIC과 같은 하드웨어 구성요소를 의미하며, "부"는 어떤 역할들을 수행한다. 그렇지만 "부"는 소프트웨어 또는 하드웨어에 한정되는 의미는 아니다. "부"는 어드레싱할 수 있는 저장 매체에 있도록 구성될 수도 있고 하나 또는 그 이상의 프로세서들을 재생시키도록 구성될 수도 있다. 따라서, 일 예로서 "부"는 소프트웨어 구성요소들, 객체지향 소프트웨어 구성요소들, 클래스 구성요소들 및 태스크 구성요소들과 같은 구성요소들과, 프로세스들, 함수들, 속성들, 프로시저들, 서브루틴들, 프로그램 코드의 세그먼트들, 드라이버들, 펌웨어, 마이크로 코드, 회로, 데이터, 데이터베이스, 데이터 구조들, 테이블들, 어레이들 및 변수들을 포함한다. 구성요소들과 "부"들 안에서 제공되는 기능은 더 작은 수의 구성요소들 및 "부"들로 결합되거나 추가적인 구성요소들과 "부"들로 더 분리될 수 있다.

아래에서는 첨부한 도면을 참고하여 본 발명의 실시예에 대하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 상세히 설명한다. 그러나 본 발명은 여러 가지 상이한 형태로 구현될 수 있으며 여기에서 설명하는 실시예에 한정되지 않는다. 그리고 도면에서 본 발명을 명확하게 설명하기 위해서 설명과 관계없는 부분은 생략하였으며, 명세서 전체를 통하여 유사한 부분에 대해서는 유사한 도면 부호를 붙였다.

본 명세서에서 “이미지” 또는 "영상"은 이산적인 영상 요소들(예를 들어, 2차원 영상에 있어서의 픽셀들 및 3차원 영상에 있어서의 복셀들)로 구성된 다차원(multi-dimensional) 데이터를 의미할 수 있다. 예를 들어, 영상은 X-ray, CT, MRI, 초음파 및 다른 의료 영상 시스템에 의해 획득된 대상체의 의료 영상 등을 포함할 수 있다.

또한, 본 명세서에서 "대상체(object)"는 사람 또는 동물, 또는 사람 또는 동물의 일부를 포함할 수 있다. 예를 들어, 대상체는 간, 심장, 자궁, 뇌, 유방, 복부 등의 장기, 또는 혈관을 포함할 수 있다. 또한, "대상체"는 팬텀(phantom)을 포함할 수도 있다. 팬텀은 생물의 밀도와 실효 원자 번호에 아주 근사한 부피를 갖는 물질을 의미하는 것으로, 신체와 유사한 성질을 갖는 구형(sphere)의 팬텀을 포함할 수 있다.

또한, 본 명세서에서 "자기 공명 영상 (MRI: Magnetic Resonance Imaging)"이란 핵자기 공명 원리를 이용하여 획득된 대상체에 대한 영상을 의미한다.

또한, 본 명세서에서 "펄스 시퀀스"란, MRI 장치에서 반복적으로 인가되는 신호의 연속을 의미한다. 펄스 시퀀스는 RF 펄스의 시간 파라미터, 예를 들어, 반복 시간(Repetition Time, TR) 및 에코 시간(Time to Echo, TE) 등을 포함할 수 있다.

또한, 본 명세서에서 "펄스 시퀀스 모식도"란, MRI 장치 내에서 일어나는 사건(event) 들의 순서를 설명한다. 예컨대, 펄스 시퀀스 모식도란 RF 펄스, 경사 자장, 자기 공명 신호 등을 시간에 따라 보여주는 모식도일 수 있다.

또한, 본 명세서에서 "TR(Repetition Time)"이란 RF 펄스의 반복 시간을 의미할 수 있다. 예를 들어, 소정 크기의 RF 펄스가 송신되는 시점으로부터 같은 크기의 RF 펄스가 다시 송신되는 시점까지의 시간을 의미할 수 있다.

또한, 본 명세서에서 “TE(Time to Echo)”는 RF 펄스가 송신된 이후 자기 공명 신호를 측정하기까지의 시간을 의미할 수 있다.

또한, 본 명세서에서 “공간 부호화”이란, RF 신호에 의한 양성자 스핀들의 탈위상에 더하여, 양성자 스핀들의 추가적인 탈위상을 일으키는 선형 경사자장을 인가함으로써 경사자장의 축(방향)을 따라서 공간 정보를 획득하는 것을 의미할 수 있다.

MRI 장치는 특정 세기의 자기장에서 발생하는 RF(Radio Frequency) 신호에 대한 MR(Magnetic Resonance) 신호의 세기를 명암 대비로 표현하여 대상체의 단층 부위에 대한 이미지를 획득하는 장치이다. 예를 들어, 대상체를 강력한 자기장 속에 눕힌 후 특정의 원자핵(예컨대, 수소 원자핵 등)만을 공명시키는 RF 신호를 대상체에 순간적으로 조사했다가 중단하면 특정의 원자핵에서 자기 공명 신호가 방출되는데, MRI 장치는 이 자기 공명 신호를 수신하여 MR 이미지를 획득할 수 있다. 자기 공명 신호는 대상체로부터 방사되는 RF 신호를 의미한다. 자기 공명 신호의 크기는 대상체에 포함된 소정의 원자(예컨대, 수소 등)의 농도, 이완시간 T1, 이완시간 T2 및 혈류 등의 흐름에 의해 결정될 수 있다.

MRI 장치는 다른 이미징 장치들과는 다른 특징들을 포함한다. 이미지의 획득이 감지 하드웨어(detecting hardware)의 방향에 의존하는 CT와 같은 이미징 장치들과 달리, MRI 장치는 임의의 지점으로 지향된 2차원 이미지 또는 3차원 볼륨 이미지를 획득할 수 있다. 또한, MRI 장치는, CT, X-ray, PET 및 SPECT와 달리, 대상체 및 검사자에게 방사선을 노출시키지 않으며, 높은 연부 조직(soft tissue) 대조도를 갖는 이미지의 획득이 가능하여, 비정상적인 조직의 명확한 묘사가 중요한 신경(neurological) 이미지, 혈관 내부(intravascular) 이미지, 근 골격(musculoskeletal) 이미지 및 종양(oncologic) 이미지 등을 획득할 수 있다.

도 1은 일반적인 MRI 시스템의 개략도이다.

도 1을 참조하면, MRI 시스템은 갠트리(gantry)(20), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)를 포함할 수 있다.

갠트리(20)는 주 자석(22), 경사 코일(24), RF 코일(26) 등에 의하여 생성된 전자파가 외부로 방사되는 것을 차단한다. 갠트리(20) 내 보어(bore)에는 정자기장 및 경사자장이 형성되며, 대상체(10)를 향하여 RF 신호가 조사된다.

주 자석(22), 경사 코일(24) 및 RF 코일(26)은 갠트리(20)의 소정의 방향을 따라 배치될 수 있다. 소정의 방향은 동축 원통 방향 등을 포함할 수 있다. 원통의 수평축을 따라 원통 내부로 삽입 가능한 테이블(table)(28)상에 대상체(10)가 위치될 수 있다.

주 자석(22)은 대상체(10)에 포함된 원자핵들의 자기 쌍극자 모멘트(magnetic dipole moment)의 방향을 일정한 방향으로 정렬하기 위한 정자기장 또는 정자장(static magnetic field)을 생성한다. 주 자석에 의하여 생성된 자장이 강하고 균일할수록 대상체(10)에 대한 비교적 정밀하고 정확한 MR 영상을 획득할 수 있다.

경사 코일(Gradient coil)(24)은 서로 직교하는 X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자장을 발생시키는 X, Y, Z 코일을 포함한다. 경사 코일(24)은 대상체(10)의 부위 별로 공명 주파수를 서로 다르게 유도하여 대상체(10)의 각 부위의 공간 정보를 제공할 수 있다.

RF 코일(26)은 환자에게 RF 신호를 조사하고, 환자로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다. 구체적으로, RF 코일(26)은, 세차 운동을 하는 원자핵을 향하여 세차운동의 주파수와 동일한 주파수의 RF 신호를 환자에게 전송한 후 RF 신호의 전송을 중단하고, 환자로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다.

예를 들어, RF 코일(26)은 어떤 원자핵을 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이시키기 위하여 이 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수(Radio Frequency)를 갖는 전자파 신호, 예컨대 RF 신호를 생성하여 대상체(10)에 인가할 수 있다. RF 코일(26)에 의해 생성된 전자파 신호가 어떤 원자핵에 가해지면, 이 원자핵은 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이될 수 있다. 이후에, RF 코일(26)에 의해 생성된 전자파가 사라지면, 전자파가 가해졌던 원자핵은 높은 에너지 상태로부터 낮은 에너지 상태로 천이하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파를 방사할 수 있다. 다시 말해서, 원자핵에 대하여 전자파 신호의 인가가 중단되면, 전자파가 가해졌던 원자핵에서는 높은 에너지에서 낮은 에너지로의 에너지 준위의 변화가 발생하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파가 방사될 수 있다. RF 코일(26)은 대상체(10) 내부의 원자핵들로부터 방사된 전자파 신호를 수신할 수 있다.

RF 코일(26)은 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수를 갖는 전자파를 생성하는 기능과 원자핵으로부터 방사된 전자파를 수신하는 기능을 함께 갖는 하나의 RF 송수신 코일로서 구현될 수도 있다. 또한, 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수를 갖는 전자파를 생성하는 기능을 갖는 송신 RF 코일과 원자핵으로부터 방사된 전자파를 수신하는 기능을 갖는 수신 RF 코일로서 각각 구현될 수도 있다.

또한, 이러한 RF 코일(26)은 갠트리(20)에 고정된 형태일 수 있고, 착탈이 가능한 형태일 수 있다. 착탈이 가능한 RF 코일(26)은 머리 RF 코일, 흉부 RF 코일, 다리 RF 코일, 목 RF 코일, 어깨 RF 코일, 손목 RF 코일 및 발목 RF 코일 등을 포함한 대상체의 일부분에 대한 RF 코일을 포함할 수 있다.

또한, RF 코일(26)은 유선 및/또는 무선으로 외부 장치와 통신할 수 있으며, 통신 주파수 대역에 따른 듀얼 튠(dual tune) 통신도 수행할 수 있다.

또한, RF 코일(26)은 코일의 구조에 따라 새장형 코일(birdcage coil), 표면 부착형 코일(surface coil) 및 횡전자기파 코일(TEM 코일)을 포함할 수 있다.

또한, RF 코일(26)은 RF 신호 송수신 방법에 따라, 송신 전용 코일, 수신 전용 코일 및 송/수신 겸용 코일을 포함할 수 있다.

또한, RF 코일(26)은 16 채널, 32 채널, 72채널 및 144 채널 등 다양한 채널의 RF 코일을 포함할 수 있다.

이하에서는, RF 코일(26)이 다수개의 채널들인 제1 내지 제 N 채널에 각각 대응되는 N 개의 코일들을 포함하는 고주파 멀티 코일(Radio Frequency multi coil)인 경우를 예로 들어 설명한다. 여기서, 고주파 멀티 코일은 다채널 RF 코일이라 칭할 수도 있다.

갠트리(20)는 갠트리(20)의 외측에 위치하는 디스플레이(29)와 갠트리(20)의 내측에 위치하는 디스플레이(미도시)를 더 포함할 수 있다. 갠트리(20)의 내측 및 외측에 위치하는 디스플레이를 통해 사용자 또는 대상체에게 소정의 정보를 제공할 수 있다.

신호 송수신부(30)는 소정의 MR 시퀀스에 따라 갠트리(20) 내부, 즉 보어에 형성되는 경사자장을 제어하고, RF 신호와 MR 신호의 송수신을 제어할 수 있다.

신호 송수신부(30)는 경사자장 증폭기(32), 송수신 스위치(34), RF 송신부(36) 및 RF 수신부(38)를 포함할 수 있다.

경사자장 증폭기(Gradient Amplifier)(32)는 갠트리(20)에 포함된 경사 코일(24)을 구동시키며, 경사자장 제어부(54)의 제어 하에 경사자장을 발생시키기 위한 펄스 신호를 경사 코일(24)에 공급할 수 있다. 경사자장 증폭기(32)로부터 경사 코일(24)에 공급되는 펄스 신호를 제어함으로써, X축, Y축, Z축 방향의 경사 자장이 합성될 수 있다.

RF 송신부(36) 및 RF 수신부(38)는 RF 코일(26)을 구동시킬 수 있다. RF 송신부(36)는 라모어 주파수(Larmor frequency)의 RF 펄스를 RF 코일(26)에 공급하고, RF 수신부(38)는 RF 코일(26)이 수신한 MR 신호를 수신할 수 있다.

송수신 스위치(34)는 RF 신호와 MR 신호의 송수신 방향을 조절할 수 있다. 예를 들어, 송신 모드 동안에 RF 코일(26)을 통하여 대상체(10)로 RF 신호가 조사되게 하고, 수신 모드 동안에는 RF 코일(26)을 통하여 대상체(10)로부터의 MR 신호가 수신되게 할 수 있다. 이러한 송수신 스위치(34)는 RF 제어부(56)로부터의 제어 신호에 의하여 제어될 수 있다.

모니터링부(40)는 갠트리(20) 또는 갠트리(20)에 장착된 기기들을 모니터링 또는 제어할 수 있다. 모니터링부(40)는 시스템 모니터링부(42), 대상체 모니터링부(44), 테이블 제어부(46) 및 디스플레이 제어부(48)를 포함할 수 있다.

시스템 모니터링부(42)는 정자기장의 상태, 경사자장의 상태, RF 신호의 상태, RF 코일의 상태, 테이블의 상태, 대상체의 신체 정보를 측정하는 기기의 상태, 전원 공급 상태, 열 교환기의 상태, 컴프레셔의 상태 등을 모니터링하고 제어할 수 있다.

대상체 모니터링부(44)는 대상체(10)의 상태를 모니터링한다. 구체적으로, 대상체 모니터링부(44)는 대상체(10)의 움직임 또는 위치를 관찰하기 위한 카메라, 대상체(10)의 호흡을 측정하기 위한 호흡 측정기, 대상체(10)의 심전도를 측정하기 위한 ECG 측정기, 또는 대상체(10)의 체온을 측정하기 위한 체온 측정기를 포함할 수 있다.

테이블 제어부(46)는 대상체(10)가 위치하는 테이블(28)의 이동을 제어한다. 테이블 제어부(46)는 시퀀스 제어부(52)의 시퀀스 제어에 따라 테이블(28)의 이동을 제어할 수도 있다. 예를 들어, 대상체의 이동 영상 촬영(moving imaging)에 있어서, 테이블 제어부(46)는 시퀀스 제어부(52)에 의한 시퀀스 제어에 따라 지속적으로 또는 단속적으로 테이블(28)을 이동시킬 수 있으며, 이에 의해, 갠트리의 FOV(field of view)보다 큰 FOV로 대상체를 촬영할 수 있다.

디스플레이 제어부(48)는 갠트리(20)의 외측 및 내측에 위치하는 디스플레이를 제어한다. 구체적으로, 디스플레이 제어부(48)는 갠트리(20)의 외측 및 내측에 위치하는 디스플레이의 온/오프 또는 디스플레이에 출력될 화면 등을 제어할 수 있다. 또한, 갠트리(20) 내측 또는 외측에 스피커가 위치하는 경우, 디스플레이 제어부(48)는 스피커의 온/오프 또는 스피커를 통해 출력될 사운드 등을 제어할 수도 있다.

시스템 제어부(50)는 갠트리(20) 내부에서 형성되는 신호들의 시퀀스를 제어하는 시퀀스 제어부(52), 및 갠트리(20)와 갠트리(20)에 장착된 기기들을 제어하는 갠트리 제어부(58)를 포함할 수 있다.

시퀀스 제어부(52)는 경사자장 증폭기(32)를 제어하는 경사자장 제어부(54), 및 RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어하는 RF 제어부(56)를 포함할 수 있다. 시퀀스 제어부(52)는 오퍼레이팅부(60)로부터 수신된 펄스 시퀀스에 따라 경사자장 증폭기(32), RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어할 수 있다. 여기에서, 펄스 시퀀스(pulse sequence)란, 경사자장 증폭기(32), RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어하기 위해 필요한 모든 정보를 포함하며, 예를 들면 경사 코일(24)에 인가하는 펄스(pulse) 신호의 강도(또는, 신호의 세기), 인가 시간, 인가 타이밍(timing) 등에 관한 정보 등을 포함할 수 있다.

오퍼레이팅부(60)는 시스템 제어부(50)에 펄스 시퀀스 정보를 지령하는 것과 동시에, MRI 시스템 전체의 동작을 제어할 수 있다.

오퍼레이팅부(60)는 RF 수신부(38)로부터 수신되는 MR 신호를 처리하는 영상 처리부(62), 출력부(64) 및 입력부(66)를 포함할 수 있다.

영상 처리부(62)는 RF 수신부(38)로부터 수신되는 MR 신호를 처리하여, 대상체(10)에 대한 MR 화상 데이터를 생성할 수 있다.

영상 처리부(62)는 RF 수신부(38)가 수신한 MR 신호에 증폭, 주파수 변환, 위상 검파, 저주파 증폭, 필터링(filtering) 등과 같은 각종의 신호 처리를 가한다.

영상 처리부(62)는, 예를 들어, 메모리의 k 공간에 디지털 데이터를 배치하고, 이러한 데이터를 2차원 또는 3차원 퓨리에 변환(Fourier Transform) 을 하여 화상 데이터로 재구성할 수 있다.

또한, 영상 처리부(62)는 필요에 따라, 화상 데이터(data)의 합성 처리나 차분 연산 처리 등도 수행할 수 있다. 합성 처리는, 픽셀에 대한 가산 처리, 최대치 투영(MIP)처리 등을 포함할 수 있다. 또한, 영상 처리부(62)는 재구성되는 화상 데이터뿐만 아니라 합성 처리나 차분 연산 처리가 행해진 화상 데이터를 메모리(미도시) 또는 외부의 서버에 저장할 수 있다.

또한, 영상 처리부(62)가 MR 신호에 대해 적용하는 각종 신호 처리는 병렬적으로 수행될 수 있다. 예를 들어, 다채널 RF 코일에 의해 수신되는 복수의 MR 신호에 신호 처리를 병렬적으로 가하여 복수의 MR 신호를 화상 데이터로 재구성할 수도 있다.

출력부(64)는 영상 처리부(62)에 의해 생성된 화상 데이터 또는 재구성 화상 데이터를 사용자에게 출력할 수 있다. 또한, 출력부(64)는 UI(user interface), 사용자 정보 또는 대상체 정보 등 사용자가 MRI 시스템을 조작하기 위해 필요한 정보를 출력할 수 있다. 출력부(64)는 스피커, 프린터, CRT 디스플레이, LCD 디스플레이, PDP 디스플레이, OLED 디스플레이, FED 디스플레이, LED 디스플레이, VFD 디스플레이, DLP 디스플레이, PFD 디스플레이, 3D 디스플레이, 투명 디스플레이 등을 포함할 수 있고, 기타 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 출력 장치들을 포함할 수 있다.

사용자는 입력부(66)를 이용하여 대상체 정보, 파라미터 정보, 스캔 조건, 펄스 시퀀스, 화상 합성이나 차분의 연산에 관한 정보 등을 입력할 수 있다. 입력부(66)는 키보드, 마우스, 트랙볼, 음성 인식부, 제스처 인식부, 터치 스크린 등을 포함할 수 있고, 기타 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 입력 장치들을 포함할 수 있다.

도 1은 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)를 서로 분리된 객체로 도시하였지만, 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60) 각각에 의해 수행되는 기능들이 다른 객체에서 수행될 수도 있다는 것은 당업자라면 충분히 이해할 수 있을 것이다. 예를 들어, 영상 처리부(62)는, RF 수신부(38)가 수신한 MR 신호를 디지털 신호로 변환한다고 전술하였지만, 이 디지털 신호로의 변환은 RF 수신부(38) 또는 RF 코일(26)이 직접 수행할 수도 있다.

갠트리(20), RF 코일(26), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)는 서로 무선 또는 유선으로 연결될 수 있고, 무선으로 연결된 경우에는 서로 간의 클럭(clock)을 동기화하기 위한 장치(미도시)를 더 포함할 수 있다. 갠트리(20), RF 코일(26), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60) 사이의 통신은, LVDS(Low Voltage Differential Signaling) 등의 고속 디지털 인터페이스, UART(universal asynchronous receiver transmitter) 등의 비동기 시리얼 통신, 과오 동기 시리얼 통신 또는 CAN(Controller Area Network) 등의 저지연형의 네트워크 프로토콜, 광통신 등이 이용될 수 있으며, 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 통신 방법이 이용될 수 있다.

도 2는 실시예에 따른 통신부(70)의 구성을 도시하는 도면이다. 통신부(70)는 도 1에 도시된 갠트리(20), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60) 중 적어도 하나에 연결될 수 있다.

통신부(70)는 의료 영상 정보 시스템(PACS, Picture Archiving and Communication System)을 통해 연결된 병원 서버나 병원 내의 다른 의료 장치와 데이터를 주고 받을 수 있으며, 의료용 디지털 영상 및 통신(DICOM, Digital Imaging and Communications in Medicine) 표준에 따라 데이터 통신할 수 있다.

도 2에 도시된 바와 같이, 통신부(70)는 유선 또는 무선으로 네트워크(80)와 연결되어 서버(92), 의료 장치(94), 또는 휴대용 장치(96)와 통신을 수행할 수 있다.

구체적으로, 통신부(70)는 네트워크(80)를 통해 대상체의 진단과 관련된 데이터를 송수신할 수 있으며, CT, MRI, X-ray 등 의료 장치(94)에서 촬영한 의료 이미지 또한 송수신할 수 있다. 나아가, 통신부(70)는 서버(92)로부터 환자의 진단 이력이나 치료 일정 등을 수신하여 대상체의 진단에 활용할 수도 있다. 또한, 통신부(70)는 병원 내의 서버(92)나 의료 장치(94)뿐만 아니라, 의사나 고객의 휴대폰, PDA, 노트북 등의 휴대용 장치(96)와 데이터 통신을 수행할 수도 있다.

또한, 통신부(70)는 MRI 시스템의 이상 유무 또는 의료 영상 품질 정보를 네트워크(80)를 통해 사용자에게 송신하고 그에 대한 피드백을 사용자로부터 수신할 수도 있다.

통신부(70)는 외부 장치와 통신을 가능하게 하는 하나 이상의 구성 요소를 포함할 수 있으며, 예를 들어 근거리 통신 모듈(72), 유선 통신 모듈(74) 및 무선 통신 모듈(76)을 포함할 수 있다.

근거리 통신 모듈(72)은 소정 거리 이내의 위치하는 기기와 근거리 통신을 수행하기 위한 모듈을 의미한다. 본 발명의 실시예에 따른 근거리 통신 기술에는 무선 랜(Wireless LAN), 와이파이(Wi-Fi), 블루투스, 지그비(zigbee), WFD(Wi-Fi Direct), UWB(ultra wideband), 적외선 통신(IrDA, infrared Data Association), BLE (Bluetooth Low Energy), NFC(Near Field Communication) 등을 포함할 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다.

유선 통신 모듈(74)은 전기적 신호 또는 광 신호를 이용한 통신을 수행하기 위한 모듈을 의미하며, 본 발명의 실시예에 따른 유선 통신 기술에는 페어 케이블(pair cable), 동축 케이블, 광섬유 케이블 등을 이용한 유선 통신 기술이 포함될 수 있고, 그 밖에 당업자에게 자명한 유선 통신 기술이 포함될 수 있다.

무선 통신 모듈(76)은, 이동 통신망 상에서의 기지국, 외부의 장치, 서버 중 적어도 하나와 무선 신호를 송수신한다. 여기에서, 무선 신호는, 음성 호 신호, 화상 통화 호 신호 또는 문자/멀티미디어 메시지 송수신에 따른 다양한 형태의 데이터를 포함할 수 있다.

도 3은 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치를 나타내는 블록도이다.

개시된 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(300)는 자기 공명 영상을 복원 및/또는 처리 할 수 있는 모든 장치가 될 수 있다. 구체적으로, 자기 공명 영상 장치(300)는 고주파 멀티 코일(미도시)에 포함되는 복수개의 채널 코일들을 통해 RF 펄스를 대상체에 인가하고, 복수개의 채널 코일들을 통해 획득된 자기 공명 신호를 이용하여 자기 공명 영상을 이미징하는 장치가 될 수 있다.

예를 들어, 자기 공명 영상 장치(300)는 도 1 및 도 2를 참조하여 설명한 MRI 시스템에 포함될 수 있다. 자기 공명 영상 장치(300)가 도 1에서 설명한 MRI 시스템에 포함되는 경우, 도 3의 RF 제어부(310) 및 신호 송수신부(320)는 각각 도 1의 RF 제어부(56) 및 신호 송수신부(30)에 대응될 수 있다. 그리고, 전술한 고주파 멀티 코일(미도시)은 도 1의 RF 코일(26)에 대응될 수 있다.

또한, 자기 공명 영상 장치(300)는 대상체에 인가될 펄스 시퀀스를 제공하고, 자기 공명 영상 촬영하여 획득된 자기 공명 신호를 수신하여, 수신된 자기 공명 신호를 이용하여 자기 공명 영상을 복원하는 서버 장치가 될 수 있다. 여기서, 서버 장치는 환자가 자기 공명 영상 촬영을 진행하는 병원 또는 다른 병원 내의 의료용 서버 장치가 될 수 있다.

구체적으로, 자기 공명 영상 장치(300)는 도 1 및 도 2를 참조하여 설명한 MRI 시스템과 연결되어 동작하는 서버(92), 의료 장치(94) 또는 휴대용 장치(96)가 될 수 있으며, MRI 시스템으로부터 획득된 자기 공명 신호를 전송받아 자기 공명 영상의 복원 동작을 수행할 수 있다.

도 3을 참조하면, 개시된 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(300)는 RF 제어부(310) 및 신호 송수신부(320)를 포함한다.

RF 제어부(310)는 대상체로부터 자기 공명 영상(MRI)을 촬영하기 위해, 고주파 멀티 코일(Radio Frequency multi coil)(미도시)에 인가하는 RF 펄스의 신호 강도(또는, 신호의 세기), 인가 시간, 인가 타이밍(timing) 등에 관한 정보 등을 제어할 수 있다. 여기서, 고주파 멀티 코일(미도시)은 도 1에 도시된 RF 코일(26)에 대응될 수 있다.

또한, RF 제어부(310)는 도 1에 도시된 오퍼레이팅부(60)와 연결될 수도 있으며, 오퍼레이팅부(60)로부터 RF 펄스 시퀀스(pulse sequence)를 전송받을 수 있다. 이 경우, RF 제어부(310)는 도 1의 RF 제어부(56 )에 대응될 수 있다.

RF 제어부(310)는 복수개의 슬랩(slab)들에 대응되는 복수개의 고주파(RF) 신호가 대상체에 인가되도록 제어할 수 있다. 이하에서는, 고주파 신호를 ‘RF 신호’라 칭한다. 또한, 슬랩(slab)은 두께를 가지는 평판 형태의 단위 영역으로, 자기 공명 영상을 복원하기 위해 데이터를 획득하는 영역일 수 있다.

구체적으로, RF 제어부(310)는 삼차원 TOF(time of flight) 기법에 기초하여, 복수개의 슬랩들에 대응되는 복수개의 RF 펄스들을 대상체에 인가할 수 있다. 삼차원 TOF 기법은, 대상체의 혈관 영상을 이미징하기 위한 기법으로, 유속 신호 증강 효과(flow-related enhancement, 또는 in-flow effect)를 이용하여 대상체의 소정 볼륨 내로 유입되는 프로톤(proton)을 영상화하는 기법일 수 있다. 구체적으로, 삼차원 TOF 기법은 세츄레이션 펄스(saturation pulse)에 의해 대상체의 소정 볼륨의 조직(tissue) 내 원자들이 포화된 후, 소정 볼륨 내로 새롭게 유입되는(즉, 세츄레이션 펄스에 영향 받지 않은) 혈액 내 원자들이 RF 펄스에 의해 여기 됨에 따라, 혈액 내 원자들이 조직 내 원자들보다 큰 세기의 신호를 방출하게 되는 현상을 이용하여 혈관 영상을 이미징하는 방식일 수 있다. 삼차원 TOF 방식에 대해서는, 도 5에서 자세히 설명한다.

또한, RF 제어부(310)는 인터리브드되는 복수개의 슬랩들에 대응되는 RF 펄스들을 대상체에 순차적으로 인가할 수 있다. 여기서, 인터리브드(interleaved) 된다는 것은, 일정 간격 이격하여 상호 배치되는 것을 의미한다. 예를 들어, 제1 슬랩, 제2 슬랩, 제3 슬랩 및 제4 슬랩이 평행하게 순차적으로 배치될 때, 제1 슬랩과 제3 슬랩이 인터리브드되어 있으며, 제2 슬랩과 제4 슬랩이 인터리브드되어 있다고 할 수 있다.

따라서, RF 제어부(310)는 하나의 TR(repetition time, 반복 시간) 동안 서로 다른 슬랩들에 대응되는 서로 다른 RF 펄스들을, 인터리브드되어 있는 복수개의 슬랩들에 순차적으로 인가한다는 것일 수 있다.

구체적으로, RF 제어부(310)는 복수의 슬랩들을 인터리브드되는 복수개의 그룹들로 나눌 수 있다. 또한, RF 제어부(310)는 제 1 그룹에 포함된 복수개의 슬랩들에 대응되는 RF 펄스들을 대상체에 반복하여 인가할 수 있다. 이 후, RF 제어부(310)는 제 2 그룹에 포함된 복수개의 슬랩들에 대응되는 RF 펄스들을 대상체에 반복하여 인가할 수 있다.

도 4는 스캔 영역을 복수개의 슬랩들로 나눈 일례이다.

도 4에 도시된 바와 같이, RF 제어부(310)는 스캔 영역(400)을 서로 평행하게 배치되는 제 1 슬랩(401), 제 2 슬랩(402), 제 3 슬랩(403) 및 제 4 슬랩(404)으로 나눌 수 있다. 예를 들어, 슬랩들은 5 센티미터(cm, centimeter)의 두께를 가지는 볼륨 영역일 수 있다.

RF 제어부(310)는 제 1 내지 제 4 슬랩(401 내지 404)들을 인터리브드되는 두 개의 그룹으로 나눌 수 있다. 예를 들어, RF 제어부(310)는 인터리브드되는 제 1 슬랩(401) 및 제 3 슬랩(403)을 제 1 그룹으로, 인터리브드되는 제 2 슬랩(402) 및 제 4 슬랩(404)은 제 2 그룹으로 할 수 있다. 이때, 각 그룹에 포함된 인터리브드되는 슬랩들은 인접하지 않는 슬랩들일 수 있다. 구체적으로, 각 그룹에 포함된 인터리브드되는 슬랩들은 일정 간격으로 이격되어 인접하지 않는 슬랩들일 수 있다. 이는, 대상체로 인가되는 RF 펄스들이 인터리브드되는 슬랩들 서로에게 영향을 끼침으로써, 획득되는 자기 공명 신호의 세기가 약해지는 것을 방지하기 위함일 수 있다.

개시된 실시예에 따른 RF 제어부(310)는, TR 마다, 제 1 그룹에 포함되는 제 1 슬랩(401) 및 제 3 슬랩(403)에 대응되는 제 1 RF 펄스 및 제 3 RF 펄스를, 대상체로 순차적으로 인가할 수 있다.

이후, 제 1 슬랩(401) 및 제 3 슬랩(403)에 대응되는 RF 펄스들이 모두 인가되면, RF 제어부(310)는 TR 마다 제 2 그룹에 포함되는 제 2 슬랩(402) 및 제 4 슬랩(404)에 대응되는 제 2 RF 펄스 및 제 4 RF 펄스를, 대상체로 반복하여 인가할 수 있다.

다시 도 3을 참조하면, 자기 공명 영상 장치(300)는 하나의 TR 동안 인터리브드되는 슬랩들에 대응되는 RF 펄스들을 인가함으로써, 혈관을 스캔하기 위한 스캔 시간(scan time)을 단축시킬 수 있다.

일반적으로, 스캔 시간(scan time)은, 슬랩의 개수, 반복 시간(TR), 위상 엔코딩(phase encoding) 횟수, 슬라이스 엔코딩(slice encoding) 횟수, NEX(Number of Excitations(or acquisitions): 크기가 동일한 위상 엔코딩 경사자장(phase encoding gradient)을 이용하여 자기 공명 신호를 획득하는 횟수)등에 의해 결정될 수 있다. 여기서, 반복 시간(TR)은, 하나의 RF 펄스를 인가한 후 다시 RF 펄스를 인가하기까지의 시간(예를 들어, 20ms)일 수 있다. 구체적으로, 반복 시간(TR)은, 인가된 RF 펄스에 대응되는 자기 공명 신호를 획득한 시점(예를 들어, 5ms)이후에도 일정 시간 동안의 갭(gap, 예를 들어, 15ms)을 포함할 수 있다. 이는, RF 펄스에 의해 여기된 슬랩 내의 원자들이 다시 여기되기 위해서는 일정 시간이 필요하기 때문일 수 있다.

개시된 실시예에 따른 RF 제어부(310)는 전술한 바와 같이, 하나의 TR 동안, 인터리브드되는 복수개의 RF 펄스들을 대상체로 인가할 수 있다. 이는, 하나의 RF 펄스를 인가한 후, 전술한 일정 시간 동안의 갭을 이용하여 다른 슬랩에 대응되는 RF 펄스를 인가하는 것일 수 있다. 따라서, 개시된 실시예에 따른 RF 제어부(310)는 전술한 스캔 시간은 “하나의 TR 동안 순차적으로 인가되는 RF 펄스들의 개수(즉, 인터리브드되는 슬랩들의 개수)” 배로 단축될 수 있다. 예를 들어, 도 4에서와 같이, RF 제어부(310)가 하나의 TR 동안 두 개의 RF 펄스들을 인가하는 경우, 스캔 시간은 인터리브드 방식을 이용하지 않는 경우보다 2 배 단축될 수 있다.

신호 송수신부(320)는 대상체를 자기 공명 영상(MRI) 촬영하여 자기 공명 영상을 복원하기 위한 로우 데이터(raw data)를 획득할 수 있다. 여기서, 로우 데이터는 자기 공명 영상 촬영을 통하여 고주파 멀티 코일(Radio Frequency multi coil)(미도시)에 포함되는 복수개의 채널 코일들 각각에서 수신되는 RF 신호의 형태를 갖는 자기 공명 신호(MR signal)가 될 수 있다. 또한, 신호 송수신부(320)는 도 1에 도시된 RF 수신부(38)와 연결될 수도 있으며, RF 수신부(38)로부터 자기 공명 신호를 전송받을 수 있다.

개시된 실시예에 따른 신호 송수신부(320)는 반복 시간(TR) 동안에 인가되는 RF 펄스들에 대응하여 복수개의 자기 공명 신호를 순차적으로 획득할 수 있다. 구체적으로, 신호 송수신부(320)는 대상체로부터 방출되는 자기 공명 신호를 3차원 K 공간 상에서 샘플링(sampling)하여 3차원 공간 데이터를 획득할 수 있다.

예를 들어, 도 4에 도시된 바와 같이 반복 시간(TR) 동안 제 1 RF 펄스 및 제 3 RF 펄스가 대상체에 순차적으로 인가되면, 신호 송수신부(320)는 제 1 RF 펄스 및 제 3 RF 펄스 각각에 대응되는 자기 공명 신호를 순차적으로 획득할 수 있다. 또한, 반복 시간(TR) 동안 제 2 RF 펄스 및 제 4 RF 펄스가 대상체에 순차적으로 인가되면, 신호 송수신부(320)는 제 2 RF 펄스 및 제 4 RF 펄스 각각에 대응되는 자기 공명 신호를 순차적으로 획득할 수 있다.

또한, 신호 송수신부(320)는 순차적으로 획득된 자기 공명 신호를 샘플링하여 3차원 공간 데이터를 획득할 수 있다.

한편, 획득된 자기 공명 신호들은 영상 처리부(미도시)로 제공될 수 있다. 영상 처리부(미도시)는 신호 송수신부(320)로부터 제공받은 삼차원 공간 데이터에 기초하여 삼차원 혈관 영상을 복원할 수 있다.

실시예에 따라 신호 송수신부(320)는 대상체로부터 방출되는 자기 공명 신호를 언더 샘플링(under sampling)할 수도 있다. 이 경우, 신호 송수신부(320)로부터 언더 샘플링된 삼차원 공간 데이터를 제공받은 영상 처리부(미도시)는 그라파(grapha, generalized autocalibrating partially parallel acquisitions) 기법과 같이 추가적인 캘리브레이션(calibration) 신호를 이용하거나, 스매쉬(SMASH, simultaneous acquisition of spatial harmonics) 기법과 같이 추가적인 코일 정보를 가진 맵(coil sensitivity maps)을 이용함으로써 혈관 영상을 복원할 수 있다. 이 외에도, 영상 처리부(미도시)는 센스(SENSE, sensitivity enconding), 필스(PILS, parallel imaging with localized sensitivities) 등의 기법을 이용하여 영상을 복원할 수 있다.

영상 처리부(미도시)는 삼차원 TOF 기법에 따라 큰 볼륨(volume)에서 방출되는 자기 공명 신호를 획득함으로써, 신호 대 잡음비(SNR, signal to noise ratio) 및 공간 분해능이 높은 영상을 복원할 수 있다. 특히, 삼차원 TOF 기법은 혈류 속도가 빠른 영역에서의 혈관 영상을 획득하는데 유리할 수 있다.

한편, 위 설명에서는, 신호 송수신부(320)가 자기 공명 신호를 샘플링(또는 언더 샘플링)하여 삼차원 K 공간 데이터를 획득하는 것으로 설명하였다. 그러나, 실시예에 따라 신호 송수신부(320)는 대상체로부터 방출되는 자기 공명 신호만을 수신할 수 있다. 이 경우, 샘플링(또는 언더 샘플링) 작업은 영상 처리부(미도시)에서 수행될 수 있다. 즉, 영상 처리부(미도시)는 수신된 자기 공명 신호를 샘플링(또는 언더 샘플링)하여 삼차원 K 공간 데이터를 획득할 수도 있다.

도 5는 삼차원 TOF(time of flight) 기법을 설명하기 위한 도면이다. 삼차원 TOF(time of flight) 기법은, 대상체의 혈관 영상을 이미징하기 위한 기법으로, 유속 신호 증강 효과(flow-related enhancement, 또는 in-flow effect)를 이용하여 슬랩 내로 유입되는 혈액을 영상화하는 기법일 수 있다. 구체적으로, RF 제어부(310)는 삼차원 TOF 기법에 의해, 원자들의 종축 이완 시간인 T1 이완 시간보다 짧은 반복 시간(TR)을 갖는 RF 펄스들을 대상체로 인가할 수 있다. 구체적으로, 삼차원 TOF 기법은, 슬랩 내의 정지 조직(static tissue) 원자들의 종축 자화 성분이 충분히 회복되지 않은 상태(즉, 포화된 상태)에서 다시 여기되도록 제어하여, 혈액으로부터 획득되는 자기 공명 신호와 정지 조직으로부터 획득되는 자기 공명 신호의 세기 차이를 이용하여 영상을 복원하는 기법일 수 있다.

예를 들어, 도 5의 (a)를 참조하면, RF 제어부(310)는 데이터를 획득하기 위한 RF 펄스들을 대상체에 인가하기 전에, 세츄레이션 펄스(saturation pulse)를 먼저 인가할 수 있다. 여기서, 세츄레이션 펄스(saturation pulse)는 혈액으로부터 자기 공명 신호 신호를 획득하기 이전에 슬랩(501) 내의 정지 조직을 포화 상태로 변경하기 위한 것일 수 있다.

또한, (a)를 참조하면, 하나의 슬랩(501) 내에 적어도 하나의 혈관(531, 532, 533)이 포함되며, 적어도 하나의 혈관(531, 532, 533) 내에 존재하는 혈액이 도시된다. 또한, 포화된 상태의 혈액은 어둡게 표시하고, 포화되지 않은 상태의 혈액은 밝게 표시하였다. 예를 들어, 혈관(531)에 있어서, 슬랩(501) 내의 혈액(535)은 포화된 상태이며, 슬랩(501)을 벗어나서 위치하는 혈액(536)은 포화되지 않은 생태이다.

이후, 도 5의 (b)를 참조하면, RF 제어부(310)는 슬랩(501)에 대응되는 RF 펄스들을 짧은 반복 시간(TR) 간격으로 반복하여 대상체로 인가할 수 있다. 따라서, 이미 포화 상태인 정지 조직은 계속해서 RF 펄스들이 인가되는 동안 포화 상태일 수 있다. 그러나, 슬랩(501)으로 새롭게 유입되는 혈액(502, 503 및 504)은 비포화 상태일 수 있다. 한편, 짧은 반복 시간(TR) 간격으로 RF 펄스들이 인가되면, 새롭게 유입되는 혈액(502, 503 및 504)의 원자들도 포화 상태로 변경될 수 있다. 구체적으로, 제 1 혈관(531)을 흐르는 혈액(502)은 혈류 속도가 낮으므로, 슬랩(501) 내의 제 1 혈관에 머무르는 시간이 길어질 수 있다. 따라서, 제 1 혈관을 흐르는 혈액(502)의 원자들은 포화 상태로 변경될 수 있다. 이에 반하여, 제 3 혈관(533)을 흐르는 제 혈액(504)의 혈류 속도가 높으므로, 제 3 혈관(533)에 새롭게 유입되어 빠른 속도로 흐르는 혈액(504)의 원자들은 비포화 상태를 유지할 수 있다.

도 5의 (c)를 참조하면, 신호 송수신부(320)는 혈액의 포화 정도에 따라 상이한 세기의 자기 공명 신호를 획득할 수 있다. 설명의 편의상, (c) 에서는 색상이 밝은 영역이 더 높은 세기의 자기 공명 신호가 획득된 영역인 것으로 가정한다. 구체적으로, 제 1 혈관(531)을 흐르는 혈액(502)은 포화된 상태로 변경되었으므로, 신호 송수신부(320)는 제 1 혈관(531)을 흐르는 혈액(502)으로부터는 정지 조직과 구분되는 혈액의 신호를 획득할 수 없으나(511), 제 3 혈관(533)을 흐르는 혈액(504)은 포화된 상태를 갖는 주변의 정지 조직과 달리 비포화 상태를 유지하므로, 제 3 혈관(533)을 흐르는 혈액(504)로부터는 정지 조직과 확연히 구분되는 자기 공명 신호를 획득할 수 있다 (513).

즉, 혈액의 포화 정도에 따라 자기 공명 영상 장치(300)가 획득하는 자기 공명 신호의 세기가 달라질 수 있으며, 혈액의 포화 정도는 혈류 속도에 의해 영향 받을 수 있다. 이와 같이, 자기 공명 영상 장치(300)는 혈류 속도가 빠른 영역에서의 혈관 영상을 획득하는데 유리할 수 있다.

도 6a는 자기 공명 영상 장치가 삼차원 TOF(time of flight) 기법에 의해 동작하는 방법을 설명하는 도면이다. 일반적으로, TOF 기법에 따라 스캔을 수행하는 자기 공명 영상 장치는, 하나의 TR(repetition time, 반복 시간) 동안 하나의 슬랩에 대응되는 RF 신호를 인가한 후, 대상체로부터 방출되는 자기 공명 신호를 수신할 수 있다.

도 6a를 참조하면, 자기 공명 영상 장치는 슬랩 내의 정지 조직들을 먼저 포화(saturated) 상태로 변경하기 위하여, 세츄레이션 펄스(613a, 613b)를 대상체에 인가할 수 있다.

이후, 자기 공명 영상 장치는 하나의 슬랩에 대응되는 RF 펄스들(611, 612)을 대상체에 인가할 수 있다. 구체적으로, 자기 공명 영상 장치는 RF 펄스들(611, 612)을 일정 시간(즉, 하나의 TR(614)) 간격으로 대상체에 반복하여 인가될 수 있다. 여기서, 하나의 슬랩에 대응되는 RF 펄스들이 반복되어 인가되는 횟수는, 자기 공명 영상의 해상도(resolution) 등에 의해 결정될 수 있다.

자기 공명 영상 장치는 대상체에 인가된 RF 펄스들(611, 612)에 대응되는 자기 공명 신호를 획득할 수 있다. 구체적으로, 자기 공명 영상 장치는 RF 펄스들(611.612)이 대상체에 인가되고, 일정 시간(즉, 하나의 TE(615))이 경과 후에 자기 공명 신호를 획득할 수 있다.

한편, TR(614)은 자기 공명 영상 장치가 자기 공명 신호를 획득한 후에도 일정 시간의 갭(620)을 포함할 수 있다. 이는, RF 펄스에 의해 여기된 혈액의 원자들이 회복되기까지 일정 시간이 소요되기 때문일 수 있다. 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(300)가 상기 일정 시간의 갭(620)을 이용하여 스캔 시간을 단축하는 방법을, 도 7a에서 상세히 설명한다.

도 6b는 자기 공명 영상 장치가 도 6a의 펄스 시퀀스(600)에 기초하여, 복수의 슬랩들로부터 자기 공명 신호를 획득하는 방법을 설명하는 도면이다. 도 6a의 펄스 시퀀스(600)에 의할 경우, 자기 공명 영상 장치는 하나의 슬랩에 대응되는 RF 펄스들을 반복적으로 대상체로 인가하여, 인가된 RF 펄스들에 대응되는 자기 공명 신호들을 획득 한 후, 다음 슬랩에 대응되는 RF 펄스들을 대상체로 인가할 수 있다.

도 6b를 참조하면, 자기 공명 영상 장치는 제 1 슬랩(601)로부터 자기 공명 신호를 획득한 후, 순차적으로 제 2 슬랩(602) 내지 제 4 슬랩(604)으로부터 자기 공명 신호를 획득할 수 있다. 따라서, 총 스캔 시간(640)은 제 1 슬랩 내지 제 4 슬랩(601 내지 604)로부터 자기 공명 신호를 획득하기 위해 소요되는 스캔 시간(631 내지 634)들의 합일 수 있다. 따라서, 슬랩들의 개수가 증가하면, 총 스캔 시간은 슬랩들의 개수에 비례하여 증가한다.

또는, 자기 공명 영상 장치는 각 TR 마다 서로 다른 슬랩들에 대응되는 RF 펄스들을 대상체로 인가하고, 인가된 RF 펄스들에 대응되는 자기 공명 신호들을 획득할 수도 있다. 그러나, 이 경우에도 총 스캔 시간(640)은 단축되지 않는다.

도 7a는 개시된 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치가 삼차원 TOF(time of flight) 기법에 의해 동작하는 방법을 설명하는 다른 도면이다.

도 7a를 참조하면, RF 제어부(310)는 하나의 TR(714) 동안, 복수개의 슬랩들 중 인터리브드(interleaved)되는 슬랩들에 대응되는 RF 펄스들(711, 712)을 대상체에 인가할 수 있다.

구체적으로, RF 제어부(310)는, 도 6a에서 전술한 바와 같이, 일정 시간의 갭(620)을 이용하여, 인터리브드되는 슬랩들에 대응되는 RF 펄스들(711, 712)을 하나의 TR(714) 동안 대상체로 인가할 수 있다. 예를 들어, RF 제어부(310)는 하나의 TR(714) 동안, 하나의 슬랩인 제 1 슬랩에 대응되는 제 1 RF 펄스(711)를 인가한 후, 제 1 슬랩과 인터리브드되는 다른 슬랩인 제 3 슬랩에 대응되는 제 2 RF 펄스(712)를 순차적으로 인가할 수 있다.

한편, 설명의 편의상, 도 7a의 TR(714)이 도 6a의 TR(614)보다 길게 도시되었으나, 도 6a 및 도 7a의 TR들(614, 714) 은 동일 또는 유사할 수 있다. 또한, 도 7a의 펄스 시퀀스(700)는 세츄레이션 펄스(도 6a의 613a, 613b)를 포함하지 않는 경우를 예로 들어 도시하였으나, 자기 공명 영상 장치(300)가 이용하는 펄스 시퀀스는 도 7a의 펄스 시퀀스(700)에 추가하여 세츄레이션 펄스(613a, 613b)를 더 포함할 수도 있을 것이다.

도 7b는 자기 공명 영상 장치가 도 7a의 펄스 시퀀스에 기초하여, 복수의 슬랩들로부터 자기 공명 신호를 획득하는 방법을 설명하는 도면이다. 도 7a의 펄스 시퀀스(700)에 의할 경우, 자기 공명 영상 장치(300)는 하나의 TR 동안 복수의 슬랩들에 대응되는 RF 펄스들을 반복적으로 대상체로 인가하여, 인가된 RF 펄스들에 대응되는 자기 공명 신호들을 획득할 수 있다.

도 7b를 참조하면, 자기 공명 영상 장치(300)는 제 1 슬랩(701) 및 제 3 슬랩(703)으로부터 자기 공명 신호들을 획득한 후, 제 2 슬랩(702) 및 제 4 슬랩(704)으로부터 자기 공명 신호들을 획득할 수 있다. 또한, 제 1 슬랩(701) 및 제 3 슬랩(703)으로부터 자기 공명 신호를 획득하기 위해 소요되는 스캔 시간(731)은 도 6b의 제 1 슬랩(601)으로부터 자기 공명 신호를 획득하기 위해 소요되는 스캔 시간(631)과 동일할 수 있다.

따라서, 제1 슬랩 내지 제4 슬랩에 대응되는 자기 공명 신호들을 획득하기 위한 총 스캔 시간(scan time, 740)은 도 6b에서의 총 스캔 시간(640)보다 인터리브드되는 슬랩들의 개수(예컨대, 2 개) 배만큼 단축될 수 있다.

도 8은 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치를 나타내는 다른 도면이다.

도 8을 참조하면, 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(800)에 있어서, RF 제어부(810) 및 신호 송수신부(820)는 각각 도 3의 RF 제어부(310) 및 신호 송수신부(320)에 대응될 수 있다. 따라서, 자기 공명 영상 장치(800)에 있어서 도 3에서와 중복되는 설명은 생략한다.

실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(800)는 도 3에 도시된 자기 공명 영상 장치(300)에 비하여, 경사자장 제어부(830), 고주파 멀티 코일(840), 영상 처리부(850), 디스플레이부(860), 통신부(870) 중 적어도 하나를 더 포함할 수 있다.

경사자장 제어부(830), 고주파 멀티 코일(840), 영상 처리부(850), 디스플레이부(860), 통신부(870)는 각각 도 1 내지 도 2에서 설명한, 경사자장 제어부(54), RF 코일(26), 영상 처리부(62), 출력부(64) 및 통신부(70)에 각각 대응될 수 있으므로, 도 1 내지 도 2에서와 중복되는 설명은 생략한다.

RF 제어부(810)는 삼차원 TOF 기법에 따라 세츄레이션 펄스(saturation pulse)를 포함하는 복수개의 RF 펄스들을 대상체에 순차적으로 인가할 수 있다. 또한, RF 제어부(510)는 인터리브 방식에 기초하여, 반복 시간(TR) 동안 복수개의 RF 펄스들을 대상체에 인가할 수 있다.

구체적으로, RF 제어부(810)는 하나의 TR(repetition time) 동안, 복수개의 슬랩들 중에서 인터리브드(interleaved)되는 슬랩들에 대응되는 RF 펄스들을 대상체로 인가할 수 있다. 인터리브드(interleaved)되는 슬랩들은, 복수개의 슬랩들이 제 1 슬랩, 제 2 슬랩, 제 3 슬랩 및 제 4 슬랩을 포함하는 경우, 서로 인접하지 않은 제 1 슬랩 및 제 3 슬랩, 또는 제 2 슬랩과 제 4 슬랩일 수 있다. 단, 복수개의 슬랩들이 제 1 슬랩 및 제 2 슬랩을 포함하는 경우, 인터리브드되는 슬랩들은 제 1 슬랩 및 제 2 슬랩일 수도 있다.

실시예에 따른 RF 제어부(810)는 인터리브드되는 슬랩들에 대응되는 RF 펄스들의 플립각(flip angle)을, 혈류의 방향에 기초하여 조정할 수 있다. 구체적으로, 복수개의 슬랩들이 제 1 슬랩 내지 제 4 슬랩을 포함하는 경우, RF 제어부(810)는 혈류가 제 1 슬랩으로 유입되는 경우, 인터리브드되는 제 1 슬랩 및 제 3 슬랩에 대응되는 RF 펄스들의 플립각이 점점 커지도록 조정할 수 있다. RF 제어부(810)가 RF 펄스들의 플립각을 조정하는 방법은 도 9 내지 도 11에서 상세히 설명한다.

또한, RF 제어부(810)는 RF 펄스와 자기 공명 신호의 송수신 방향을 조절할 수 있다. 예를 들어, 송신 모드 동안에 고주파 멀티 코일(840)을 통하여 대상체로 RF 신호가 조사되게 하고, 수신 모드 동안에는 고주파 멀티 코일(840)을 통하여 대상체로부터의 자기 공명 신호가 수신되게 할 수 있다. RF 제어부(810)는 RF 펄스의 송신 및 자기 공명 신호의 수신을 제어하기 위한, 제어 신호를 생성할 수 있다.

경사자장 제어부(830)는 도 1에 도시된 경사자장 제어부(56)에 대응될 수 있다. 경사자장 제어부(830)는 복수개의 슬랩들 각각에 대응되는 경사자장을 대상체에 인가할 수 있다. 예를 들어, 경사자장 제어부(830)는 공간 부호화 경사자장(spatial encoding gradient)을 발생시키기 위해 경사 코일(도 1의 24)을 제어할 수 있다. 또한, 공간 부호화 경사자장(spatial encoding gradient)은 X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자장을 포함할 수 있다. 구체적으로, 경사자장 제어부(830)는 서로 직교하는 X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자장(gradient)을 발생시키는 X, Y, 및 Z 코일로 펄스 신호를 인가할 수 있다. 그리고, 인가된 펄스 신호에 대응되어, X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자장이 발생할 수 있다. 경사자장 제어부(830)로부터 펄스 신호를 인가받은 경사 코일(도 1의 24)은 대상체의 부위 별로 공명 주파수를 서로 다르게 유도함으로써, 대상체의 각 부위의 위치 정보를 제공할 수 있다.

여기서, 전술한 X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자장 각각은 도 6a 및 도 7a에 도시된 주파수 엔코딩 경사자장(Gfrequency, frequency encoding gradient), 위상 엔코딩 경사자장(Gphase, phase encoding gradient) 및 슬라이스 선택 경사자장(Gslice, slice selection gradient)에 대응될 수 있으며, 실시예에 따라서는 주파수 엔코딩 방향의 경사자장이 K 공간 상의 Y 축 방향의 경사자장에 대응될 수 있다.

고주파 멀티 코일(840)은 적어도 하나의 채널 코일을 포함할 수 있다. 예를 들어, 고주파 멀티 코일(840)은 제 1 내지 제 n 채널 코일들을 포함하며, n 개의 채널 코일들 각각은 고주파(RF) 신호인 자기 공명 신호를 수신할 수 있다.

예를 들어, 고주파 멀티 코일(840) 대상체에 RF 펄스를 인가하고, 인가된 RF 펄스에 대응되어 상기 대상체의 핵스핀(nuclear spin)에서 방출되는 자기 공명 신호를 수신하는 채널 코일들을 적어도 한 개 이상 포함할 수 있다. 그리고, 신호 송수신부(820)는 적어도 하나의 채널 코일에서 감지된 자기 공명 신호를 획득할 수 있다.

신호 송수신부(820)는 고주파 멀티 코일(840)에 포함되는 적어도 하나의 채널 코일로부터 획득된 자기 공명 신호를 샘플링할 수 있다. 구체적으로, 신호 송수신부(820)는 고주파 멀티 코일(840)에서 획득된 자기 공명 신호를 삼차원 K 공간 데이터로 샘플링할 수 있다. 신호 송수신부(820)는 샘플링된 삼차원 K 공간 데이터를 영상 처리부(850)로 제공할 수 있다.

구체적으로, 신호 송수신부(820)는 TR 마다, 인터리브드되는 슬랩들에 대응되는 RF 펄스들이 대상체로 인가된 후, RF 펄스들에 대응되는 자기 공명 신호들을 획득할 수 있다.

또한, 신호 송수신부(820)는 조정된 플립각을 갖는 RF 펄스들에 대응되는 자기 공명 신호를 획득할 수 있다. 따라서, 신호 송수신부(820)는 혈액으로부터 일정한 신호 강도(signal intensity)(또는 신호 세기)가 유지되는 자기 공명 신호들을 획득할 수 있다. 신호 송수신부(820)가 혈액으로부터 일정한 신호 강도가 유지되는 자기 공명 신호를 획득하는 방법은, 도 12에서 상세히 후술한다.

영상 처리부(850)는 신호 송수신부(820)로부터 제공받은 삼차원 K 공간 데이터를 복원할 수 있다.

디스플레이부(860)는 화면을 디스플레이 한다. 구체적으로, 디스플레이부(860)는 CRT 디스플레이, LCD 디스플레이, PDP 디스플레이, OLED 디스플레이, FED 디스플레이, LED 디스플레이, VFD 디스플레이, DLP(Digital Light Processing) 디스플레이, 평판 디스플레이(PFD: Flat Panel Display), 3D 디스플레이, 투명 디스플레이 등을 포함하여, 전술한 다양한 형태의 디스플레이를 통하여 소정 화면을 디스플레이 할 수 있다. 실시에 따른 디스플레이부(860)는 복원된 자기 공명 영상을 디스플레이 할 수 있다.

도 9는 혈류의 방향과 혈액 원자들의 포화 상태를 설명하기 위한 도면이다.

개시된 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(800)는 복수개의 슬랩들(901 내지 904)로부터 획득되는 자기 공명 신호에 기초하여 혈관 영상을 복원할 수 있다. 구체적으로, 자기 공명 영상 장치(800)는 혈관(즉, 정지 조직, 911, 913)을 흐르는 혈액들(912, 914)로부터 방출되는 높은 강도의 자기 공명 신호를 획득함으로써, 영상을 복원할 수 있다. 따라서, 복수개의 슬랩들(901 내지 904) 내의 혈관(911, 913)을 흐르는 혈액들(912, 914)의 원자들이 비포화 상태일 수 있도록 유지하는 것이 중요할 수 있다.

도 9를 참조하면, 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(800)는 TR 마다, 인터리브드되는 제 1 슬랩(901) 및 제 3 슬랩(903)에 대응되는 RF 펄스들을 순차적으로 대상체로 인가할 수 있다. 이에 따라, 도 9의 (a)에서와 같이, 제 1 슬랩(901)으로 유입되는 혈액(912)의 원자들은 제 1 슬랩(901)에서 제 3 슬랩(903)으로 이동하면서 점차 포화 상태로 변경될 수 있다. 따라서, 제 3 슬랩(903)에 도달한 혈액(912)은 제 1 슬랩(901)에 위치했던 때보다 낮은 강도의 자기 공명 신호를 방출할 수 있다.

또는, 도 9의 (b)에 도시된 바와 같이, 혈액(914)이 제 4 슬랩(904)으로 유입되는 경우, 혈액(914)의 원자들은 제 3 슬랩(903)에서 제 1 슬랩(901)으로 이동하면서 점차 포화 상태로 변경되어, 제 1 슬랩(901)에 도달한 혈액(914)은 제 3 슬랩(903)에 위치했던 때보다 낮은 강도의 자기 공명 신호를 방출할 수 있다.

따라서, RF 제어부(810)는 혈액으로부터 획득되는 자기 공명 신호의 강도를 일정하게 유지하기 위하여, 인터리브드되는 슬랩들(즉, 제 1 슬랩(901) 및 제 3 슬랩(903))에 대응되는 RF 펄스들의 플립각을 조정할 수 있다. 이하에서는, RF 제어부(810)가 RF 펄스들의 플립각을 조정하는 방법에 대하여 상세히 설명한다.

도 10은 RF 제어부가 RF 펄스들의 플립각을 조정하기 위한 플립각 스케줄(flip angle schedule)을 생성하는 방법을 설명하는 도면이다.

도 10을 참조하면, RF 제어부(810)는 하나의 TR 동안 대상체로 인가되는 인터리브드되는 슬랩들(예컨대, 도 9의 제 1 슬랩(901) 및 제 3 슬랩(903))에 대응되는 RF 펄스들의 플립각(flip angle)을 조정할 수 있다. 구체적으로, RF 제어부(810)는 TR 마다 대상체로 인가될 RF 펄스들의 플립각 스케줄(flip angle schedule)을 생성할 수 있다. 여기서, 플립각 스케줄(flip angle schedule)은, 슬랩의 볼륨(volume)과 플립각이 가질 수 있는 최소값과 최대값에 기초하여 결정되는 그래프일 수 있다.

예를 들어, 혈액(1020)은 제 1 슬랩(901)으로 유입되어 제 3 슬랩(903)으로 흐를 수 있다. 이 경우, RF 제어부(810)는 혈류의 방향에 기초하여, 제 1 슬랩(901)부터 제 3 슬랩(903)까지 리니어(linear)하게 증가하는 플립각 스케줄(flip angle schedule, 1040)을 생성할 수 있다. RF 펄스가 갖는 플립각의 크기에 따라 혈액(1020)의 원자들이 방출하는 자기 공명 신호의 강도(signal intensity)는 달라질 수 있다. 구체적으로, RF 펄스의 플립각의 크기가 클수록 원자들은 높은 강도의 자기 공명 신호를 방출할 수 있다. 또한, RF 펄스가 조사된 원자는 포화 상태에 가까울수록 낮은 강도의 자기 공명 신호를 방출할 수 있다.

따라서, RF 제어부(810)는 제 1 슬랩(901)에서는 비포화 상태의 혈액(1021)이 흐르므로, 제 1 슬랩(901)에 대응되는 RF 펄스들은 작은 크기의 플립각을 갖도록 조정할 수 있다. 또한, RF 제어부(810)는 포화 상태에 가까운 혈액(1022)이 흐르는 제 3 슬랩(903)에 대응되는 RF 펄스들을, 비교적 큰 크기의 플립각을 갖도록 조정할 수 있다. 이를 통해, RF 제어부(810)는 혈액(1020)이 방출하는 자기 공명 신호들의 강도가 일정해지도록 제어할 수 있다.

구체적으로, RF 제어부(810)는 혈류의 속도에 기초하여, 플립각 스케줄(1040)의 기울기를 결정할 수 있다. 예를 들어, 혈액(1020)이 제 1 슬랩(901)으로부터 제 3 슬랩(903)을 통과하기까지 10 개의 TR 이 소요된다면, 플립각 스케줄(1040)은 기울기가 80 퍼센티지인 리니어 그래프일 수 있다. 또는, 혈액(1020)이 하나의 TR 동안 혈액(1020)이 제 1 슬랩(901) 및 제 3 슬랩(903)을 모두 통과한다면, 플립각 스케줄은 기울기가 0 퍼센티지(percentage)인 리니어 그래프일 수도 있다.

한편, 도 10에서는, RF 제어부(810)가 제 1 슬랩(901)으로 유입되는 혈액(1020)에 따른 플립각 스케줄을 생성하는 방법을 설명하였으나, RF 제어부(810)는 제 3 슬랩(903)으로 유입되는 혈액에 따른 플립각 스케줄을 생성할 수도 있다. 예를 들어, 혈액이 제 3 슬랩(903)으로 유입되는 경우, RF 제어부(810)는 제 1 슬랩(901)부터 제 3 슬랩(903)까지 리니어하게 감소하는 플립각 스케줄을 생성할 수 있다.

또한, 도 10에서는, 플립각 스케줄이 리니어하게 증가(또는 감소)하는 것으로 설명하였으나, 이에 제한되지 않는다. 실시예에 따라 플립각 스케줄은 익스포넨셜(exponential)하게 증가(또는 감소)할 수도 있다.

도 11은 RF 제어부가 플립각 스케줄(flip angle schedule)을 이용하여 TR 마다 대상체로 인가되는 RF 펄스들의 플립각을 결정하는 방법을 설명하는 도면이다.

도 11을 참조하면, RF 제어부(810)는 플립각 스케줄(1100)을 이용하여, 인터리브드되는 슬랩들(예를 들어, 도 9의 제 1 슬랩(901) 및 제 3 슬랩(903))에 대응되는 RF 펄스들의 플립각을 결정할 수 있다. 설명의 편의상, 자기 공명 영상을 획득하기 위하여, RF 제어부(810)가 각 슬랩마다 6 번의 RF 펄스들을 반복하여 인가한다(즉, 6개의 TR(repetition time)을 갖는다)고 가정한다.

구체적으로, RF 제어부(810)는 플립각 스케줄(1100)을 이용하여, 제 1 슬랩(901)에 대응되는 제 1 구간(1110)으로부터 제 1 내지 제 6 지점(1111 내지 1116)을 선택할 수 있다. 또한, RF 제어부(810)는 제 3 슬랩(903)에 대응되는 제 2 구간(1120)으로부터 제 1 내지 제 6 지점(1121 내지 1126)을 선택할 수 있다.

RF 제어부(810)는 하나의 TR 동안 제 1 슬랩(901) 및 제 3 슬랩(903)에 대응되는 RF 펄스들을 순차적으로 인가할 수 있다. 따라서, RF 제어부(810)는 제 1 TR 동안, 제 1 구간(1110)의 제 1 지점(1111)에 대응되는 플립각을 갖는 RF 펄스 및 제 2 구간(1120)의 제 1 지점(1121)에 대응되는 플립각을 갖는 RF 펄스를, 대상체로 순차적으로 인가할 수 있다. 또한, RF 제어부(810)는 제 2 TR 동안, 제 1 구간(1110)의 제 2 지점(1112)에 대응되는 플립각을 갖는 RF 펄스 및 제 2 구간(1120)의 제 2 지점(1122)에 대응되는 플립각을 갖는 RF 펄스를, 대상체로 순차적으로 인가할 수 있다. 이와 같이, RF 제어부(810)는 매 TR 동안, 제 1 및 제 2 구간(1110, 1120)의 각 지점에 대응되는 플립각을 갖는 RF 펄스들을 대상체로 순차적으로 인가할 수 있다.

한편, 도 9 내지 도 11에서는, 제 1 내지 제 4 슬랩들(901 내지 904) 중에서 일부의 슬랩들(즉, 제 1 슬랩(901) 및 제 3 슬랩(903))에 대응되는 RF 펄스들을 인가하는 방법에 대하여 설명하였다. RF 제어부(810)는, 도 9 내지 도 11의 실시예를 적용하여, 나머지 슬랩들에 대응되는 RF 펄스들을 인가할 수 있다.

도 12는 신호 송수신부가 자기 공명 신호를 획득하는 방법을 설명하는 도면이다. 신호 송수신부(820)는 TR 동안 대상체로 인가된 RF 펄스들에 대응되는 자기 공명 신호를 순차적으로 획득할 수 있다. 구체적으로, 신호 송수신부(820)는 TR 동안, 제 1 내지 제 4 슬랩들(1201 내지 1204) 중에서 인터리브드되는 제 1 슬랩(1201) 및 제 3 슬랩(1203)에 대응되는 자기 공명 신호들을 순차적으로 획득할 수 있다. 이후, 신호 송수신부(820)는 TR 동안, 인터리브드되는 제 2 슬랩(1202) 및 제 4 슬랩(1204)에 대응되는 자기 공명 신호들을 순차적으로 획득할 수 있다.

도 12의1200-1은, RF 제어부(810)가 RF 펄스들의 플립각을 조정하지 않은 경우, 신호 송수신부(820)가 획득하는 자기 공명 신호들의 신호 강도(signal intensity)를 도시한 것이다. 또한, 1200-2는, RF 제어부(810)가 RF 펄스들의 플립각을 조정함에 따라, 신호 송수신부(820)가 획득하는 자기 공명 신호들의 신호 강도를 도시한 것이다. 전자의 경우, 인터리브드되는 제 1 슬랩(1201)과 제 3 슬랩(1203)에 대응되는 자기 공명 신호들의 신호 강도가 리니어하게 감소된다. 이는, 전술한 바와 같이, 혈류의 방향 및 속도에 따라, 자기 공명 신호를 방출하는 혈액의 원자들이 점차 포화 상태로 변경되기 때문일 수 있다. 그러나, 후자의 경우, 인터리브드되는 제 1 슬랩(1201)과 제 3 슬랩(1203)에 대응되는 자기 공명 신호들의 신호 강도가 일정하게 유지될 수 있다. 이는, 혈류의 방향 및 속도에 따라, 대상체로 인가되는 RF 펄스들의 플립각을 조정했기 때문일 수 있다.

신호 송수신부(820)는 일정 크기의 신호 강도가 유지되는 자기 공명 신호들을 샘플링(sampling)하여, 삼차원 K 공간 데이터를 획득할 수 있다. 또한, 영상 처리부(850)는 신호 송수신부(820)로부터 제공받은 삼차원 K 공간 데이터에 기초하여, 혈관과 정지 조직 간의 대조도(contrast)가 평균화(averaging)된 삼차원 자기 공명 영상을 복원할 수 있다.

도 13은 자기 공명 영상 장치에 의해 복원된 삼차원 자기 공명 영상의 일례이다.

도 13을 참조하면, 영상 처리부(850)는 샘플링된 삼차원 K 공간 데이터에 기초하여, 삼차원 자기 공명 영상을 복원할 수 있다. 구체적으로, 영상 처리부(850)는 복수개의 슬랩들에 대응되는 각각의 삼차원 자기 공명 영상을 복원하고, 하나의 삼차원 자기 공명 영상을 복원할 수 있다.

구체적으로, 1300-1 및 1300-2는 각 슬랩에 대응되는 삼차원 자기 공명 영상을 도시한 것이며, 1300-3은 복수의 슬랩에 대응되는 하나의 삼차원 자기 공명 영상을 도시한 것이다. 1300-1 내지 1300-3에 도시된 바와 같이, 복원된 삼차원 자기 공명 영상은, 혈관과 정지 조직 간의 대조도가 평균화(averaging)된 영상일 수 있다.

도 14는 실시예에 따른 혈관을 스캔하는 방법을 나타내는 흐름도이다. 실시예에 따른 혈류 스캔 방법은 도 1 내지 도 13을 참조하여 설명한 실시예에서의 자기 공명 영상 장치와 동일한 구성상 특징 및 기술적 사상을 포함할 수 있다. 따라서, 도 1 내지 도 13에서와 중복되는 설명은 생략한다.

도 14를 참조하면, 혈류 스캔 방법(1400)은 제 1 반복 시간(TR, repetition time) 동안, 복수개의 슬랩(slab)들 중에서, 인터리브드(interleaved)되는 복수개의 제 1 그룹 슬랩들 각각에 복수개의 RF 펄스를 순차적으로 인가할 수 있다 (1410 단계). 1410 단계의 동작은 RF 제어부(310)의 동작과 동일하므로, 상세한 설명은 생략한다.

실시예에 따라, 혈류 스캔 방법(1400)은 1410 단계 이전에, 세츄레이션 RF 펄스(saturation RF pulse)를 대상체로 인가할 수 있다. 세츄레이션 RF 펄스는, 혈관을 스캔하기 위해, 정지 조직(static tissue)을 먼저 포화 상태로 변경하기 위한 것일 수 있다.

또한, 혈류 스캔 방법(1400)은, 스캔 영역을 복수개의 슬랩들로 나누고, 각 슬랩들에 대응되는 RF 펄스 및 경사자장을 TOF(time of flight) 기법에 의하여 스케줄링(scheduling)할 수 있다. 구체적으로, 혈류 스캔 방법(1400)은 복수개의 슬랩들을 인터리브드되는 복수개의 슬랩들을 포함하는 적어도 하나의 그룹으로 나눌 수 있다. 예를 들어, 복수개의 슬랩들이 제 1 슬랩, 제 2 슬랩, 제 3 슬랩 및 제 4 슬랩을 포함하는 경우, 복수개의 슬랩들을 인터리브드되는 제 1 슬랩 및 제 3 슬랩을 포함하는 제 1 그룹과 인터리브드되는 제 2 슬랩 및 제 4 슬랩을 포함하는 제 2 그룹으로 나눌 수 있다. 여기서 인터리브드된다는 것은, 자기 공명 영상 장치가 하나의 TR 동안 서로 다른 슬랩들에 대응되는 서로 다른 RF 펄스들을, 순차적으로 대상체로 인가한다는 것일 수 있다.

계속하여, 혈류 스캔 방법(1400)은 제 1 반복 시간 동안에 인가되는 복수개의 RF 펄스에 대응하여 복수개의 자기 공명 신호를 순차적으로 획득할 수 있다 (1420 단계). 1420 단계의 동작은 신호 송수신부(320)의 동작과 동일하므로, 상세한 설명은 생략한다.

또한, 혈류 스캔 방법(1400)은, 제 2 TR 동안, 복수개의 슬랩들 중 인터리브드되는 복수개의 제 2 그룹 슬랩들(예컨대, 제 2 슬랩 및 제 4 슬랩) 각각에 복수개의 RF 펄스를 순차적으로 인가할 수 있다 (1430 단계). 계속하여, 혈류 스캔 방법(1400)은, 제 2 반복 시간 동안에 인가되는 복수개의 RF 펄스에 대응하여 복수개의 자기 공명 신호를 순차적으로 획득할 수 있다. 1430 단계의 동작은 1410 단계의 동작과 유사하며, 1440 단계의 동작은 1420 단계의 동작과 유사하므로, 상세한 설명은 생략한다. 한편, 제 1 TR 및 제 2 TR은, 예를 들어, 20ms 등으로, 동일 또는 유사할 수 있다.

개시된 실시예에 따른 혈류 스캔 방법(1400)은 인터리브드되는 복수개의 슬랩들에 대응되는 RF 펄스들을 인가하고, 인가된 RF 펄스들에 대응되는 자기 공명 신호를 획득함으로써, 혈관을 스캔하기 위해 소요되는 스캔 시간(scan time)을 단축시킬 수 있다.

도 15는 실시예에 따른 혈류 스캔 방법에 있어서, RF 펄스들의 플립각을 조정하는 방법을 상세히 나타내는 흐름도이다. 또한, 실시예에 따른 RF 펄스들의 플립각을 조정하는 방법도, 도 1 내지 도 13을 참조하여 설명한 실시예에서의 자기 공명 영상 장치와 동일한 구성상 특징 및 기술적 사상을 포함할 수 있다. 따라서, 도 1 내지 도 13에서와 중복되는 설명은 생략한다.

도 15를 참조하면, 플립각 조정 방법(1500)은 혈류의 방향 및 속도에 기초하여, 플립각 스케줄(flip angle schedule)을 생성할 수 있다 (1510 단계). 1510 단계의 동작은, RF 제어부(810)의 동작과 동일하므로, 상세한 설명은 생략한다.

계속하여, 플립각 조정 방법(1500)은 플립각 스케줄에 기초하여, 대상체로 인가되는 RF 펄스들의 플립각을 조정할 수 있다 (1520 단계). 1520 단계의 동작은, 신호 송수신부(1520)의 동작과 동일하므로, 상세한 설명은 생략한다.

개시된 실시예에 따른 혈류 스캔 방법(1400)은 스캔 시간을 단축시킬 뿐만 아니라, 대상체로 인가되는 RF 펄스들의 플립각을 조정함으로써 혈관과 정지 조직 간의 대조도(contrast)가 평균화(averaging)된 자기 공명 영상을 생성할 수 있다.

한편, 상술한 본 발명의 실시예들은 컴퓨터에서 실행될 수 있는 프로그램으로 작성가능하고, 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체를 이용하여 상기 프로그램을 동작시키는 범용 디지털 컴퓨터에서 구현될 수 있다.

또한, 컴퓨터의 프로세서가 전술한 기능들을 실행시키기 위하여 원격(Remote)에 있는 어떠한 다른 컴퓨터나 서버 등과 통신이 필요한 경우, 컴퓨터의 프로세서는 컴퓨터의 통신 모듈(예: 유선 및/또는 무선 통신 모듈)을 이용하여 원격(Remote)에 있는 어떠한 다른 컴퓨터나 서버 등과 어떻게 통신할 수 있는지, 통신 시 어떠한 정보나 미디어를 송수신해야 하는지 등에 대한 정보를 더 포함할 수 있다.

그리고, 본 발명을 구현하기 위한 기능적인(Functional) 프로그램과 이와 관련된 코드 및 코드 세그먼트 등은, 기록매체를 읽어서 프로그램을 실행시키는 컴퓨터의 시스템 환경 등을 고려하여, 본 발명이 속하는 기술분야의 프로그래머들에 의해 용이하게 추론되거나 변경될 수도 있다.

이상에서 전술한 바와 같은 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽힐 수 있는 기록매체는, 일 예로, ROM, RAM, CD-ROM, 자기 테이프, 플로피디스크, 광 미디어 저장장치 등이 있다.

또한 전술한 바와 같은 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽힐 수 있는 기록매체는 네트워크로 커넥션된 컴퓨터 시스템에 분산되어, 분산방식으로 컴퓨터가 읽을 수 있는 코드가 저장되고 실행될 수 있다. 이 경우, 다수의 분산된 컴퓨터 중 어느 적어도 하나의 컴퓨터는 상기에 제시된 기능들 중 일부를 실행하고, 그 결과를 다른 분산된 컴퓨터들 중 적어도 하나에 그 실행 결과를 전송할 수 있으며, 그 결과를 전송 받은 컴퓨터 역시 상기에 제시된 기능들 중 일부를 실행하여, 그 결과를 역시 다른 분산된 컴퓨터들에 제공할 수 있다.

이상에서, 본 발명의 실시예를 구성하는 모든 구성 요소들이 하나로 결합되거나 결합되어 동작하는 것으로 설명되었다고 해서, 본 발명이 반드시 이러한 실시예에 한정되는 것은 아니다. 즉, 본 발명의 목적 범위 안에서라면, 그 모든 구성 요소들이 적어도 하나로 선택적으로 결합하여 동작할 수도 있다. 또한, 그 모든 구성 요소들이 각각 하나의 독립적인 하드웨어로 구현될 수 있지만, 각 구성 요소들의 그 일부 또는 전부가 선택적으로 조합되어 하나 또는 복수 개의 하드웨어에서 조합된 일부 또는 전부의 기능을 수행하는 프로그램 모듈을 갖는 컴퓨터 프로그램으로서 구현될 수도 있다. 그 컴퓨터 프로그램을 구성하는 코드들 및 코드 세그먼트들은 본 발명의 기술 분야의 당업자에 의해 용이하게 추론될 수 있을 것이다. 이러한 컴퓨터 프로그램은 컴퓨터가 읽을 수 있는 저장매체(Computer Readable Media)에 저장되어 컴퓨터에 의하여 읽혀지고 실행됨으로써, 본 발명의 실시예를 구현할 수 있다. 컴퓨터 프로그램의 저장매체로서는 자기 기록매체, 광 기록매체, 등이 포함될 수 있다.

또한, 이상에서 기재된 "포함하다", "구성하다" 또는 "가지다" 등의 용어는, 특별히 반대되는 기재가 없는 한, 해당 구성 요소가 내재될 수 있음을 의미하는 것이므로, 다른 구성 요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성 요소를 더 포함할 수 있는 것으로 해석되어야 한다. 기술적이거나 과학적인 용어를 포함한 모든 용어들은, 다르게 정의되지 않는 한, 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에 의해 일반적으로 이해되는 것과 동일한 의미를 가진다. 사전에 정의된 용어와 같이 일반적으로 사용되는 용어들은 관련 기술의 문맥 상의 의미와 일치하는 것으로 해석되어야 하며, 본 발명에서 명백하게 정의하지 않는 한, 이상적이거나 과도하게 형식적인 의미로 해석되지 않는다.

이상의 설명은 본 발명의 기술 사상을 예시적으로 설명한 것에 불과한 것으로서, 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 본 발명의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 다양한 수정 및 변형이 가능할 것이다. 따라서, 본 발명에 개시된 실시예들은 본 발명의 기술 사상을 한정하기 위한 것이 아니라 설명하기 위한 것이고, 이러한 실시예에 의하여 본 발명의 기술 사상의 범위가 한정되는 것은 아니다. 본 발명의 보호 범위는 아래의 청구범위에 의하여 해석되어야 하며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 기술 사상은 본 발명의 권리범위에 포함되는 것으로 해석되어야 할 것이다.

Claims

자기 공명 영상 장치가 혈관을 스캔(scan)하는 방법에 있어서,
제 1 반복 시간(TR, repetition time) 동안, 복수개의 슬랩(slab)들 중 인터리브드(interleaved)되는 복수개의 제 1 그룹 슬랩들 각각에, TOF(time of flight) 기법에 따라 복수개의 RF 펄스를 순차적으로 인가하는 단계;
상기 제 1 반복 시간 동안에 인가되는 상기 복수개의 RF 펄스에 대응하여 복수개의 자기 공명 신호를 순차적으로 획득하는 단계;
제 2 반복 시간 동안, 상기 복수개의 슬랩들 중 인터리브드되는 복수개의 제 2 그룹 슬랩들 각각에, 상기 TOF 기법에 따라 복수개의 RF 펄스를 순차적으로 인가하는 단계; 및
상기 제 2 반복 시간 동안에 인가되는 상기 복수개의 RF 펄스에 대응하여 복수개의 자기 공명 신호를 순차적으로 획득하는 단계;를 포함하고,
상기 복수개의 제 1 그룹 슬랩들은 서로 이격되어 인접하지 않는 슬랩들이며, 상기 복수개의 제 2 그룹 슬랩들은 서로 이격되어 인접하지 않는 슬랩들인, 방법.
제 1 항에 있어서,
상기 복수개의 슬랩들은 순차적으로 배치되는 제 1 슬랩, 제 2 슬랩, 제 3 슬랩 및 제 4 슬랩을 포함하며,
상기 제 1 그룹 슬랩들은 상기 제 1 슬랩 및 상기 제 3 슬랩을 포함하고, 상기 제 2 그룹 슬랩들은 상기 제 2 슬랩 및 상기 제 4 슬랩을 포함하는, 방법.
제 2 항에 있어서,
상기 제 1 그룹 슬랩들 각각에 복수개의 RF 펄스를 순차적으로 인가하는 단계는,
혈류의 방향 및 혈류의 속도 중 적어도 하나에 기초하여, 상기 제 1 슬랩 및 상기 제 3 슬랩에 대응되는 제 1 플립각 스케줄(flip angle schedule)을 생성하는 단계; 및
상기 제 1 플립각 스케줄에 기초하여, 상기 제 1 슬랩에 대응되는 제 1 RF 펄스의 플립각(flip angle) 및 상기 제 3 슬랩에 대응되는 제 3 RF 펄스의 플립각을 조정하는 단계;를 포함하는, 방법.
제 3 항에 있어서,
상기 제 1 플립각 스케줄을 생성하는 단계는,
상기 혈류가 상기 제 1 슬랩으로 유입되는 경우, 소정 비율로 증가하는 기울기를 갖는 상기 플립각 스케줄을 생성하고,
상기 혈류가 상기 제 4 슬랩으로 유입되는 경우, 소정 비율로 감소하는 기울기를 갖는 상기 플립각 스케줄을 생성하는 것인, 방법.
제 2 항에 있어서,
상기 제 2 그룹 슬랩들 각각에 복수개의 RF 펄스를 순차적으로 인가하는 단계는,
혈류의 방향 및 혈류의 속도 중 적어도 하나에 기초하여, 상기 제 2 슬랩 및 상기 제 4 슬랩에 대응되는 제 2 플립각 스케줄(flip angle schedule)을 생성하는 단계; 및
상기 제 2 플립각 스케줄에 기초하여, 상기 제 2 슬랩에 인가되는 제 2 RF 펄스의 플립각 및 상기 제 4 슬랩에 인가되는 제 4 RF 펄스의 플립각을 조정하는 단계;를 포함하는, 방법.
제 5 항에 있어서,
상기 제 2 플립각을 스케줄을 생성하는 단계는,
상기 혈류가 상기 제 1 슬랩으로 유입되는 경우, 소정 비율로 증가하는 기울기를 갖는 상기 플립각 스케줄을 생성하고,
상기 혈류가 상기 제 4 슬랩으로 유입되는 경우, 소정 비율로 감소하는 기울기를 갖는 상기 플립각 스케줄을 생성하는 것인, 방법.
제 1 항에 있어서,
상기 방법은, 세츄레이션 RF 펄스(saturation RF pulse)를 인가하는 단계;를 더 포함하는, 방법.
제 1 항에 있어서,
상기 복수개의 RF 펄스는, 삼차원 TOF 기법에 근거하여 인가되는, 방법.
제 1 항에 있어서,
상기 방법은,
상기 제 1 반복 시간 및 상기 제 2 반복 시간 동안에 획득된 복수개의 자기 공명 신호에 기초하여, 삼차원 혈관 영상을 복원하는 단계;를 더 포함하는, 방법.
제 1 반복 시간(TR, repetition time) 동안, 복수개의 슬랩들 중 인터리브드(interleaved)되는 복수개의 제 1 그룹 슬랩들 각각에, TOF(time of flight) 기법에 따라 복수개의 RF 펄스를 순차적으로 인가하는 RF 제어부; 및
상기 제 1 반복 시간 동안에 인가되는 상기 복수개의 RF 펄스에 대응하여 복수개의 자기 공명 신호를 순차적으로 획득하는 신호 송수신부;를 포함하며,
상기 RF 제어부는, 제 2 반복 시간 동안, 상기 복수개의 슬랩들 중 인터리브드되는 복수개의 제 2 그룹 슬랩들 각각에, 상기 TOF 기법에 따라 복수개의 RF 펄스를 순차적으로 인가하고,
상기 신호 송수신부는, 상기 제 2 반복 시간 동안에 인가되는 상기 복수개의 RF 펄스에 대응하여 복수개의 자기 공명 신호를 순차적으로 획득하고,
상기 복수개의 제 1 그룹 슬랩들은 서로 이격되어 인접하지 않는 슬랩들이며, 상기 복수개의 제 2 그룹 슬랩들은 서로 이격되어 인접하지 않는 슬랩들인, 자기 공명 영상 장치.
제 10 항에 있어서,
상기 복수개의 슬랩들은 순차적으로 배치되는 제 1 슬랩, 제 2 슬랩, 제 3 슬랩 및 제 4 슬랩을 포함하며,
상기 제 1 그룹 슬랩들은 상기 제 1 슬랩 및 상기 제 3 슬랩을 포함하고, 상기 제 2 그룹 슬랩들은 상기 제 2 슬랩 및 상기 제 4 슬랩을 포함하는, 자기 공명 영상 장치.
제 11 항에 있어서,
상기 RF 제어부는, 혈류의 방향 및 혈류의 속도 중 적어도 하나에 기초하여 상기 제 1 슬랩 및 상기 제 3 슬랩에 대응되는 제 1 플립각 스케줄(flip angle schedule)을 생성하며,
상기 제 1 플립각 스케줄에 기초하여, 상기 제 1 슬랩에 대응되는 제 1 RF 펄스의 플립각(flip angle) 및 상기 제 3 슬랩에 대응되는 제 3 RF 펄스의 플립각을 조정하는, 자기 공명 영상 장치.
제 12 항에 있어서,
상기 RF 제어부는, 상기 혈류가 상기 제 1 슬랩으로 유입되는 경우, 소정 비율로 증가하는 기울기를 갖는 상기 플립각 스케줄을 생성하고,
상기 혈류가 상기 제 4 슬랩으로 유입되는 경우, 소정 비율로 감소하는 기울기를 갖는 상기 플립각 스케줄을 생성하는, 자기 공명 영상 장치.
제 11 항에 있어서,
상기 RF 제어부는, 혈류의 방향 및 혈류의 속도 중 적어도 하나에 기초하여, 상기 제 2 슬랩 및 상기 제 4 슬랩에 대응되는 제 2 플립각 스케줄(flip angle schedule)을 생성하며,
상기 제 2 플립각 스케줄에 기초하여, 상기 제 2 슬랩에 대응되는 제 2 RF 펄스의 플립각 및 상기 제 4 슬랩에 대응되는 제 4 RF 펄스의 플립각을 조정하는, 자기 공명 영상 장치.
제 14 항에 있어서,
상기 RF 제어부는, 상기 혈류가 상기 제 1 슬랩으로 유입되는 경우, 소정 비율로 증가하는 기울기를 갖는 상기 플립각 스케줄을 생성하고,
상기 혈류가 상기 제 4 슬랩으로 유입되는 경우, 소정 비율로 감소하는 기울기를 갖는 상기 플립각 스케줄을 생성하는, 자기 공명 영상 장치.
제 10 항에 있어서,
상기 RF 제어부는, 세츄레이션 RF 펄스(saturation RF pulse)를 인가하는, 자기 공명 영상 장치.
제 10 항에 있어서,
상기 RF 제어부는, 삼차원 TOF 기법에 근거하여 상기 복수개의 RF 펄스를 인가하는, 자기 공명 영상 장치.
제 10 항에 있어서,
상기 자기 공명 영상 장치는, 상기 제 1 반복 시간 및 상기 제 2 반복 시간 동안에 획득된 복수개의 자기 공명 신호에 기초하여, 삼차원 혈관 영상을 복원하는 영상 처리부;를 더 포함하는, 자기 공명 영상 장치.
제 1 항의 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체.